BR112019000288A2

BR112019000288A2 - implantes que utilizam ondas ultrassônicas para estimular o tecido

Info

Publication number: BR112019000288A2
Application number: BR112019000288-0A
Authority: BR
Inventors: Michel M. Maharbiz; Dongjin Seo; Konlin Shen; Jose M. CARMENA; Ryan Neely; Elad Alon; Jan Rabaey
Original assignee: The Regents Of The University Of California
Priority date: 2016-07-07
Filing date: 2017-07-07
Publication date: 2021-06-08
Also published as: US20190022428A1; BR112018077435A2; US20200114175A1; JP2019527568A; AU2023200671A1; CN117258169A; US11589748B2; JP2022166252A; US20230277057A1; CA3029822A1; US10576305B2; US12004840B2; US10300309B2; US20190150881A1; AU2017292924A1; US10898736B2; CN109982629B; EP3481285B1; AU2017292929A1; US20190022427A1

Abstract

IMPLANTES QUE UTILIZAM ONDAS ULTRASSÔNICAS PARA ESTIMULAR O TECIDO. São descritos aqui dispositivos implantáveis configurados para emitir um pulso elétrico. Um dispositivo implantável exemplificativo inclui um transdutor ultrassônico configurado para receber ondas ultrassônicas que alimentam o dispositivo implantável e codificam um sinal de disparo; um primeiro eletrodo e um segundo eletrodo configurados para estar em comunicação elétrica com um tecido e emitir um pulso elétrico para o tecido em resposta ao sinal de disparo; e um circuito integrado que compreende um circuito de armazenamento de energia. São também descritos sistemas que incluem um ou mais dispositivos implantáveis e um interrogador configurado para operar um ou mais dispositivos implantáveis. Além disso, é descrito um sistema de circuito fechado que inclui um primeiro dispositivo configurado para detectar um sinal, um interrogador configurado para emitir um sinal de disparo em resposta ao sinal detectado e um dispositivo implantável configurado para emitir um pulso elétrico em resposta ao recebimento do sinal de acionamento. Além disso, são descritos sistemas de computador úteis para operar um ou mais dispositivos implantáveis, bem como métodos de estimulação elétrica de um tecido.

Description

IMPLANTES QUE UTILIZAM ONDAS ULTRASSÔNICAS PARA ESTIMULAR O TECIDO REFERÊNCIA CRUZADA A PEDIDO RELACIONADO

[0001] Este pedido reivindica prioridade ao Pedido Provisório US N° 62/359,672, depositado em 7 de julho, 2016, intitulado "NEURAL DUST AND ULTRASONIC BACKSCATER IMPLANTS AND SYSTEMS, AND APPLICATIONS FOR SUCH SYSTEMS", ao qual é aqui incorporado por referência para todos propósitos.

DECLARAÇÃO SOBRE PESQUISA PATROCINADO PELO GOVERNO FEDERAL

[0002] Esta invenção foi feita com o apoio do governo sob concessão Nos HR0011-15-2-0006 concedido pela Agência Defense Advanced Research Projects (DARPA) e R21-E027570 concedido pelo Instituto Nacional de Saúde (NIH). O governo tem certos direitos sobre a invenção.

CAMPO TÉCNICO

[0003] A presente invenção se refere a dispositivos implantáveis operado através de ondas de ultrassom para emitir um pulso elétrico ou estimular o tecido.

ANTECEDENTES DA INVENÇÃO

[0004] A área emergente de medicina bioeletrônica procura métodos para decifração e modulação da atividade eletrofisiológica no corpo para alcançar efeitos terapêuticos em órgãos alvo. As abordagens atuais para fazer interface com os nervos periféricos, o sistema nervoso central e / ou músculos dependem fortemente de fios, criando problemas de utilização crônica, ao etapa que as abordagens emergentes sem fios possuem a escalabilidade tamanho necessário para interrogar nervos de pequeno diâmetro. Além disso, as tecnologias baseadas em eletrodos convencionais não têm a capacidade de gravar a partir de nervos com uma elevada resolução espacial ou para gravar de forma independente a partir de diversos locais discretos dentro de um feixe de nervos.

[0005] Os recentes avanços tecnológicos e descobertas fundamentais têm renovado o interesse em sistemas implantáveis de interface com o sistema nervoso periférico. Sucessos clínicos iniciais com dispositivos neurostimulação periféricos, tais como os utilizados para tratar a apneia do sono ou a função do controle da bexiga em paraplégicos levaram os investigadores clínicos a propor novos alvos de doenças que vão de diabetes a artrite reumatóide. No entanto, dispositivos de neuroestimulação atualmente conhecidos são geralmente dispositivos externos e totalmente incapazes de estimular o tecido profundo, não completamente implantável, ou são incapazes de estimular um nervo com precisão, sem correr o risco de estimulação fora do alvo.

SUMÁRIO DA INVENÇÃO

[0006] São aqui proporcionadas dispositivos implantáveis configurados para emitir um pulso elétrico a um tecido, os sistemas que compreendem um dispositivo implantável e um interrogador para operar o dispositivo implantável, e sistemas de malha fechada, compreendendo um primeiro dispositivo configurado para detectar um sistema fisiológico e um dispositivo implantável configurado para emitir um pulso elétrico para um tecido em resposta a um interrogador que recebe o sinal fisiológico. São ainda proporcionados sistemas de computador configurado para operar um ou mais dispositivos implantáveis. Também são fornecidos métodos para estimular um tecido.

[0007] Em algumas concretizações, proporciona-se um dispositivo implantável, compreendendo um transdutor de ultrassons configurado para receber ondas ultrassônicas que alimentam o dispositivo implantável e codificam um sinal de disparo; um primeiro eletrodo e um segundo eletrodo configurado para estar em comunicação elétrica com um tecido e emitir um pulso elétrico para o tecido, em resposta ao sinal de disparo; e um circuito integrado que compreende um circuito de armazenamento de energia. Em algumas concretizações, o pulso elétrico é um pulso corrente. Em algumas concretizações, o pulso elétrico é um pulso de voltagem.

[0008] Em algumas concretizações, o primeiro eletrodo e o segundo eletrodo estão dentro do tecido ou em contato com o tecido. Em algumas concretizações, o tecido é tecido do músculo, órgão ou tecido nervoso. Em algumas concretizações, o tecido é parte do sistema nervoso periférico ou do sistema nervoso central. Em algumas concretizações, o tecido é um músculo esquelético, músculo liso ou músculo cardíaco.

[0009] Em algumas concretizações, o circuito integrado compreende um circuito digital. Em algumas concretizações, o circuito integrado compreende um circuito integrado de sinal misto configurado para operar o primeiro eletrodo e o segundo eletrodo. Em algumas concretizações, o circuito integrado compreende um circuito de alimentação que compreende o circuito de armazenamento de energia.

[0010] Em algumas concretizações, o dispositivo implantável compreende um corpo que compreende o transdutor de ultrassom e o circuito integrado, em que o corpo é de cerca de 5 mm ou menos de comprimento na dimensão mais longa. Em algumas concretizações, o corpo tem um volume de cerca de 5 mm ou menos. Em algumas concretizações, o dispositivo implantável inclui um refletor não-responsivo.

[0011] Em algumas concretizações, o dispositivo implantável compreende três ou mais eletrodos.

[0012] Em algumas concretizações, o circuito integrado compreende um conversor analógico-para-digital (ADC).

[0013] Em algumas concretizações, o dispositivo implantável inclui um circuito de modulação configurado para modular uma corrente que flui através do transdutor de ultrassons. Em algumas concretizações, a corrente modulada codifica a informação, e o transdutor de ultrassons está configurado para emitir ondas ultrassônicas que codificam a informação. Em algumas concretizações, a informação compreende um sinal de verificação que um pulso elétrico foi emitido pelo dispositivo implantável, um sinal indicando uma quantidade de energia armazenada no circuito de armazenamento de energia ou de uma impedância detectada. Em algumas concretizações, o dispositivo implantável inclui um circuito digital configurado para operar o circuito de modulação. Em algumas concretizações, o circuito digital está configurado para transmitir um sinal digitalizado ao circuito de modulação. Em algumas concretizações, o sinal digitalizado compreende um identificador de dispositivo implantável única.

[0014] Em algumas concretizações, o transdutor de ultrassons é configurado para receber ondas ultrassônicas a partir de um interrogador que compreende um ou mais de transdutores de ultrassons. Em algumas concretizações, o transdutor de ultrassons é um transdutor piezoelétrico em massa, um transdutor de ultrassons piezoelétrico micro- maquinado (PMUT), ou um transdutor de ultrassons de micro- maquinado capacitivo (CMUT).

[0015] Em algumas concretizações, o dispositivo implantável é implantado num sujeito. Em algumas concretizações, o sujeito é um ser humano.

[0016] Em algumas concretizações, o dispositivo implantável é, pelo menos, parcialmente encapsulado por um material biocompatível. Em algumas concretizações, pelo menos uma porção do primeiro eletrodo e o segundo eletrodo não são encapsulados pelo material biocompatível.

[0017] Também é aqui proporcionado um sistema que compreende um ou mais dispositivos implantáveis e um interrogador que compreende um ou mais de transdutores de ultrassons configurados para transitar ondas ultrassônicas para os um ou mais dispositivos implantáveis, em que as ondas ultrassônicas energizam os um ou mais dispositivos implantáveis. Em algumas concretizações, as ondas ultrassônicas codificam um sinal de disparo. Em algumas concretizações, o sistema compreende uma pluralidade de dispositivos implantáveis. Em algumas concretizações, o interrogador está configurado para dirigir feixe de ondas ultrassônicas transmitidos para concentrar as ondas ultrassônicas, alternativamente transmitidas sobre uma primeira porção da multiplicidade de dispositivos implantáveis ou focar as ondas de ultrassons transmitidos sobre uma segunda porção da multiplicidade de dispositivos implantáveis. Em algumas concretizações, o interrogador se encontra configurado para receber, simultaneamente, retrodifusão de ultrassons a partir de pelo menos dois dispositivos implantáveis. Em algumas concretizações, o interrogador se encontrar configurado para transitar ondas ultrassônicas para a pluralidade de dispositivos implantáveis ou receber retroespalhamento de ultrassons a partir da pluralidade de dispositivos implantáveis, utilizando multiplexagem por divisão de tempo, multiplexagem espacial, ou multiplexagem de frequência. Em algumas concretizações, o interrogador se encontra configurado para ser usado por um sujeito.

[0018] Também é aqui proporcionado um sistema de circuito fechado, que compreende (a) um primeiro dispositivo configurado para detectar um sinal; (B) um interrogador que compreende um ou mais transdutores ultrassônicos configurados para receber a retrodifusão de ultrassons que codifica o sinal eletrofisiológico e emitir ondas ultrassônicas que codificam um sinal de disparo; e (c) um segundo dispositivo configurado para emitir um pulso elétrico em resposta ao sinal de disparo, em que o segundo dispositivo é implantável, compreendendo um transdutor de ultrassons configurado para receber ondas ultrassônicas que alimentam o segundo dispositivo e codificam um sinal de disparo; um primeiro eletrodo e um segundo eletrodo configurado para estar em comunicação elétrica com um tecido e emitir um pulso elétrico para o tecido, em resposta ao sinal de disparo; e um circuito integrado que compreende um circuito de armazenamento de energia. Em algumas concretizações, o sinal é um pulso eletrofisiológico, uma temperatura, uma molécula, um ion, o pH, pressão, tensão ou bioimpedancia.

[0019] Em algumas concretizações do sistema de circuito fechado, o primeiro dispositivo é implantável. Em algumas concretizações, o primeiro dispositivo compreende um sensor configurado para detectar o sinal de; um circuito integrado que compreende um circuito de modulação configurado para modular uma corrente com base no sinal detectado, e um primeiro transdutor ultrassônico configurado para emitir um retroespalhamento de ultrassons que codifica o sinal detectado a partir do tecido com base na corrente modulada. Em algumas concretizações, o sensor compreende um primeiro eletrodo e um segundo eletrodo configurado para estar em comunicação elétrica com um segundo tecido. Em algumas concretizações, o primeiro tecido e o segundo tecido são o mesmo tecido. Em algumas concretizações, o primeiro tecido e o segundo tecido são diferentes tecidos.

[0020] Em algumas concretizações do sistema de circuito fechado, o primeiro eletrodo e o segundo eletrodo do segundo dispositivo estão dentro do tecido ou contactar com o tecido. Em algumas concretizações, o circuito integrado do segundo dispositivo compreender um circuito digital. Em algumas concretizações, o circuito integrado do segundo dispositivo compreende um circuito integrado de sinal misto configurado para operar o primeiro eletrodo e o segundo eletrodo. Em algumas concretizações, o circuito integrado compreende um circuito de alimentação que compreende o circuito de armazenamento de energia.

[0021] Em algumas concretizações do sistema de circuito fechado, o tecido é tecido do músculo, um órgão ou tecido nervoso. Em algumas concretizações, o primeiro dispositivo e o segundo dispositivo estão implantados num sujeito. Em algumas concretizações, o sujeito é um ser humano.

[0022] É ainda aqui proporcionado um sistema de computador, que inclui um interrogador que compreende um ou mais transdutores de ultrassons; um ou mais processadores; meio de armazenamento legível por computador não transitório para armazenar um ou mais programas configurados para serem executados por um ou mais processadores, o um ou mais programas que compreendem instruções para a operação do interrogador para emitir ondas ultrassônicas que codificam um sinal de disparo que sinaliza um dispositivo implantável para emitir um pulso elétrico a um tecido. Em algumas concretizações, o interrogador é operado para emitir ondas ultrassônicas que codificam para o sinal de disparo em resposta a um sinal fisiológico detectado. Em algumas concretizações, o sinal fisiológico compreende um pulso eletrofisiológico, uma temperatura, uma molécula, um íon, o pH, pressão, tensão, ou bioimpedancia. Em algumas concretizações, os um ou mais programas compreendem instruções para detectar o sinal fisiológico com base em ultrassons retroespalhamento que codifica o sinal fisiológico emitida a partir de um segundo dispositivo implantável. Em algumas concretizações, os um ou mais programas compreendem instruções para a determinação de uma localização ou o movimento do primeiro dispositivo implantável ou o segundo dispositivo implantável em relação ao um ou mais transdutores de ultrassons do interrogador.

[0023] É também aqui proporcionado um método de estimulação elétrica de um tecido, compreendendo receber ondas ultrassônicas em um ou mais dispositivos implantáveis; conversão de energia a partir das ondas de ultrassons para uma corrente elétrica que carrega um circuito de armazenamento de energia; receber um sinal de disparo codificados nas ondas de ultrassons em um ou mais dispositivos implanteis; e emitindo um pulso elétrico que estimula o tecido em resposta ao sinal de disparo. Em algumas concretizações, o sinal de disparo é transmitido em resposta a um sinal fisiológico detectado.

[0024] É ainda proporcionado um método de estimulação elétrica de um tecido, compreendendo emissores de ondas ultrassônicas que codificam um sinal de disparo a partir de um interrogador que compreende um ou transdutores de mais ultrassons para um ou mais dispositivos implantáveis configurados para emitir um pulso elétrico para o tecido em resposta à recepção o sinal de disparo. Em algumas concretizações, o sinal de disparo é transmitido em resposta a um sinal fisiológico detectado.

[0025] É também aqui proporcionado um método de estimulação de um tecido, compreendendo receber ondas ultrassônicas em um ou mais dispositivos implantáveis configurados para detectar um sinal fisiológico; conversão de energia a partir das ondas de ultrassons para uma corrente elétrica que flui através de um circuito de modulação; detectar o sinal fisiológico; modulando a corrente elétrica com base no sinal detectado fisiológico; transduzir a corrente elétrica modulada em um retroespalhamento de ultrassons que codifica a informação relacionada com o sinal fisiológico detectado; e o emissor de retrodispersão de ultrassons a um interrogador que compreende um ou mais transdutores configurado para receber a retrodifusão de ultrassons; emissores de ondas ultrassônicas a partir do interrogador para um ou mais dispositivos implantáveis configurados para emitir um pulso elétrico para o tecido; conversão de energia a partir das ondas de ultrassons emitidos a partir do interrogador para os um ou mais dispositivos implantáveis configurados para emitir o pulso elétrico para uma corrente elétrica que carrega um circuito de armazenamento de energia; emissores de ondas ultrassônicas que codificam um sinal de disparo proveniente do interrogador; receber o sinal de disparo a um ou mais dispositivos implantáveis configurados para emitir o pulso elétrico; e emitindo um pulso elétrico que estimula o tecido em resposta ao sinal de disparo.

[0026] Em algumas concretizações do método de estimular um tecido, o sinal fisiológico compreende um pulso eletrofisiológico, uma temperatura, uma molécula, um ion, o pH, pressão, tensão ou bioimpedancia.

[0027] Em algumas concretizações do método de estimular um tecido, o tecido é um tecido muscular, um órgão ou um tecido nervoso.

[0028] Em algumas concretizações do método de estimular um tecido, o método compreende a implantação de um ou mais dispositivos implantáveis num paciente. Em algumas concretizações, o sujeito é um ser humano.

[0029] Em algumas concretizações do método de estimular um tecido, o método compreende a determinação de uma localização ou o movimento de um ou mais dispositivos implantáveis.

BREVE DESCRIÇÃO DAS FIGURAS

[0030] A fig. 1 é um diagrama esquemático de um sistema de poeira neural, incluindo um emissor-receptor externo, um interrogador subdural, e uma partícula de pó neural, tal como, descrito na Seo et al, Neural dust: an ultrasonic, low power solution for chronic brain-machine interfaces, arXiv:

1307.2196v1 (8 de julho de 2013).

[0031] A fig. 2A é um diagrama de blocos de um interrogador exemplificativo para um sistema aqui descrito. O interrogador ilustrado inclui um conjunto de transdutores de ultrassons que compreende uma pluralidade de transdutores de ultrassons. Cada um dos transdutores de ultrassons na matriz é operado por um canal, que inclui um interruptor para configurar, alternativamente, o transdutor para receber ou transmitir ondas de ultrassons. A FIG. 2B é uma representação esquemática de um outro interrogador exemplicicativo para um sistema aqui descrito. O interrogador ilustrado inclui duas matrizes de transdutor de ultrassons, com cada conjunto de transdutores de ultrassom que inclui uma pluralidade de transdutores de ultrassons. O interrogador inclui também um circuito integrado (que pode incluir um circuito digital, a qual pode incluir um processador). O circuito integrado está ligado a uma interface de utilizador (que pode incluir um monitor, teclado, botões, etc), um meio de armazenamento (isto é, uma memória não transitória), uma entrada / saída (o qual pode ser sem fios, tal como, um Bluetooth), e uma fonte de energia (tal como, uma bateria).

[0032] A fig. 3A mostra um diagrama de blocos de um interrogador exemplificativo que pode ser usado por um indivíduo. O interrogador inclui um sistema sem fio de comunicação (rádio Bluetooth, na ilustração), que pode ser usado para se comunicar com um sistema de computador. A FIG. 3B mostra uma vista explodida de um interrogador usável. O interrogador inclui uma bateria, um sistema de comunicação sem fio, e um conjunto de transdutores. A FIG. 3C mostra o interrogador usável mostrado na FIG. 3B totalmente montado com um arnês para fixação a um sujeito. A FIG. 3D ilustra o interrogador usável ligados, um objecto, ou seja, um roedor (embora pudesse ser qualquer outro animal, tal como, um humano, cão, gato, cavalo, vaca, porco, ovelha, cabra, galinha, macaco, rato ou camundongo). O interrogador inclui um conjunto de transdutores, que é fixado ao corpo do sujeito por um adesivo. A FIG. 3E ilustra um corte transversal do conjunto de transdutores do interrogador mostrado nas FIGS. 3A-D.

[0033] A FIG. 4 proporciona um esquema que mostra a comunicação entre um transdutor a partir de um interrogador e um dispositivo implantável que possui um transdutor de ultrassons miniaturizado. O interrogador transmite ondas de ultrassom ao dispositivo implantável, e o transdutor de ultrassons emite miniaturizado retroespalhamento ultrassons modulados pelo sensor. O retroespalhamento é então recebida pelo interrogador.

[0034] A FIG. 5A mostra uma série de ciclos de pulsos de ondas de ultrassons emitidos por um interrogador. Ao receber um gatilho proveniente do interrogador (por exemplo, um FPGA), a placa de emissor-receptor do interrogador gera uma série de pulsos de transmissão. No final do ciclo de transmissão, o interruptor no ASIC desconecta o módulo de transmissão e liga o módulo de recepção. Os ciclos têm uma freqüência de cada 100 microssegundos. FIG. 5B mostra uma vista ampliada em da sequência de pulsos de transmissão (isto é, um ciclo) mostrado na FIG. 5A, com o ciclo possuindo seis pulsos de ondas ultrassônicas em 1,85 MHz, os pulsos recorrentes cada 540 nanossegundos. FIG. 5C mostra retroespalhamento de ultrassons emitida por um dispositivo implantável. O ultrassom retroespalhamento atinge o transdutor do interrogador aproximadamente 2tRayleig. A FIG. 5D mostra uma vista ampliada em retroespalhamento de ultrassons, que pode ser analisado. Análise da retrodifusão de ultrassons pode incluir a filtragem, rectificação e integrando as ondas de ultrassons de retrodifusão. FIG. 5E mostra uma vista ampliada das ondas ultrassônicas de retroespalhamento filtrados. O retroespalhamento de onda inclui regiões responsivas, que são sensíveis às alterações na impedância para o transdutor de ultrassons miniaturizado, e as regiões não-responsivos que não são sensíveis a alterações na impedância para o transdutor de ultrassons miniaturizado.

[0035] A FIG. 6 ilustra uma concretização de um dispositivo implantável, com um transdutor de ultrassons miniaturizado (identificado como o "piezo") ligado a um ASIC. O ASIC inclui um circuito de potência, um circuito de estimulação (o qual opera o dispositivo implantável para emitir o pulso elétrico estimulante), e um circuito de modulação (ou "circuito de retrodifusão"). O circuito de potência inclui um condensador de armazenagem de energia ("cap"). Os eletrodos podem ser implantados no tecido.

[0036] A FIG. 7 ilustra uma concretização de um dispositivo implantável, configurado para emitir um pulso elétrico. O dispositivo implantável inclui um transdutor de ultrassons miniaturizado, um circuito de potência que inclui um circuito de armazenamento de energia (que pode incluir um ou mais condensadores ("cap"), um circuito digital, e um par de eletrodos.

[0037] A FIG. 8A ilustra uma vista esquemática de um dispositivo implantável exemplificativa incluindo um transdutor de ultrassons miniaturizado e um ASIC sobre uma placa de circuito impresso (PCB). A FIG. 8B ilustra uma vista esquemática de um outro dispositivo implantável exemplificativa incluindo um transdutor de ultrassons miniaturizado e um ASIC sobre uma placa de circuito impresso (PCB).

[0038] A FIG. 9 ilustra um método de fabricação de um dispositivo implantável aqui descrito.

[0039] A FIG. 10 é um fluxograma para um método de encapsular um dispositivo implantável com carboneto de silício amorfo.

[0040] A FIG. 11 mostra um sistema de circuito fechado para o registo e estimulação neural. Um ou mais dispositivos implantáveis configurado para detectar um pulso de ultrassons eletrofisiológico transmitir retroespalhamento a um dispositivo externo (que inclui um interrogador). O ultrassom retroespalhamento codifica o pulso eletrofisiológico. O dispositivo externo, em seguida, transmite ondas ultrassônicas que codificam um sinal de disparo a um ou mais dispositivos implantáveis configurados para emitir um pulso elétrico. Após a recepção do sinal de disparo, o dispositivo implantável emite um pulso elétrico que estimula o tecido.

[0041] A FIG. 12 ilustra um dispositivo implantável, configurado para detectar um pulso eletrofisiológico que possui um transdutor de ultrassons miniaturizado, um circuito de modulação configurado para modular uma corrente que flui através do transdutor de ultrassons miniaturizado com base num sinal eletrofisiológico detectado por um par de eletrodos.

[0042] A FIG. 13 A ilustra um dispositivo implantável, configurado para detectar um sinal eletrofisiológico com um transdutor de ultrassons em miniatura, e o circuito integrado, e um par de eletrodos. O circuito integrado inclui um circuito de modulação, uma cadeia amplificadora acoplada em AC, e um circuito de potência, que inclui um rectificador de onda completa e duplicador, uma referência, e um regulador. A FIG. 13B ilustra um rectificador exemplicicativo que pode ser usado no circuito integrado mostrado na FIG. 13 A. A FIG. 13C ilustra um amplificador de cadeia exemplicicativo que pode ser usado no circuito integrado mostrado na FIG. 13 A.

[0043] A FIG. 14A mostra diferentes geometrias das vias utilizadas para ligar os componentes do dispositivo implantável. FIG. 14B mostra uma configuração em traços de serpentina para interconexões deformáveis.

[0044] A FIG. 15 mostra a relação entre tempo e temperatura para epóxi de parata curável, um material de exemplo para a fixação de ligação de fios durante a fabricação do dispositivo implantável.

[0045] A FIG. 16 mostra uma eletroneurograma registado (POR) usando um dispositivo implantável. O traço pontilhado mostra o sinal gravado pelo eletrodo de verdade do terreno. Um perfil em geral, incluindo os potenciais de ação do composto foi reconstruído a partir dos dados obtidos, que coincide com o perfil de verdade do terreno.

[0046] A FIG. 17 ilustra um esquema para a encapsulação de um dispositivo implantável em carboneto de silício.

[0047] A FIG. 18 mostra um protótipo esquemática montagem e PCB.

[0048] A FIG. mostra etapas de processamento 19A-E para garantir que o transdutor (PZT) dimensão de ultrassons miniaturizado desejado é montado na PCB. Na FIG. 19 A, pasta epoxi solda é aplicada sobre a placa. Na FIG. 19B, um material piezoelétrico é ligado ao PCB. Na FIG. 16C, o material piezoelétrico é cortado para formar um transdutor de ultrassons piezoelétrico grandes quantidades do tamanho desejado. Na FIG. 19D, o transdutor de ultrassom é fio de ligaçãoed ao PCB. Na FIG. 19E, o PCB e ultrassom transdutor é encapsulado em PDMS.

[0049] A FIG. 20 mostra um esquema para a medição da impedância elétrica com um analisador de rede vector (VNA),

[0050] A FIG. 21A mostra que a eficiência de transferência de energia medido em vários tamanhos transdutor ultrassônico piezoelétricos granel corresponde comportamento simulado. FIG. 21B mostra que a espectroscopia de impedância medida de um cristal PZT corresponde a uma simulação. FIG. 21C mostra que a resposta de alimentação colhidas do transdutor de ultrassons miniaturizado frequência é aproximadamente de 6,1 MHz.

[0051] A FIG. 22 é um esquema de um transdutor de ultrassons exemplicicativo que pode ser usado como parte de um interrogador.

[0052] A FIG. 23 é uma vista esquemática de uma instalação para a caracterização acústico com um transdutor de ultrassons calibrado para verificação de fornecimento de energia. O receptor de ondas de ultrassons é separado a partir do transmissor de ondas de ultrassons.

[0053] A FIG. 24A mostra a força de um transdutor de 5 MHz de saída como o hidrofone é movido para fora a partir da superfície do transdutor. FIG. 24B mostra pico de -rated é deslocado para a esquerda em relação ao pico da água.

[0054] A FIG. 25A mostra a secção transversal XZ da saída do transdutor, que ilustra uma distância de Rayleigh e uma transição clara a partir do campo próximo para Far propagação campo. FIG. 25B mostra a secção transversal do feixe XY mostrando um dB largura de banda do feixe de 6 a 2,2 mm.

[0055] A FIG. 26A mostra um almofada de feixe 2D focada a partir de um conjunto de transdutores no plano XY. O feixe de medida se aproxima do feixe simulado em ambas as dimensões X e Y. A FIG. 26B mostra o tempo de atraso aplicado para cada elemento transdutor na matriz de transdutor de ultrassons. FIG. 26C mostra um almofada de feixe simulado 2D XZ transversal.

[0056] A FIG. 27A mostra feixe de direção de um feixe de ondas de ultrassons transmitidos a partir de um conjunto de transdutores. Debaixo de cada almofada de feixe é o atraso por cada transdutor na matriz para obter o almofada de feixe de medição, como mostrado na FIG. 27B. FIG. 27C mostra o almofada de feixe ID no eixo X, para cada almofada de feixe mostrado na FIG. 27A. O almofada de feixe medida se aproxima do almofada de feixe simulado.

[0057] A FIG. 28 mostra um escalonamento simulado de miniaturizado de eficiência de ligação transdutor ultrassônico e de potência recebido em 5 mm de tecido.

[0058] As FIGS. 29A-D proporcionam uma visão geral de um sistema exemplificativo que compreende um dispositivo implantável. A FIG. 29A mostra um transdutor externo ligar e comunicar um dispositivo implantável colocado remotamente no corpo. Impulsionada por uma placa transceptor costume, os suplentes transdutor entre a transmissão de uma série de pulsos que alimentam o dispositivo e ouvindo pulsos reflectidos que são modulados por sinais eletrofisiológicos. A FIG. 29B mostra um dispositivo implantável ancorado ao nervo ciático de um rato anestesiado. O inserto na FIG. 29B mostra um dispositivo implantável com pontas de prova opcionais. A FIG. 29C mostra os componentes de um dispositivo implantável exemplificativo. O dispositivo implantável foi montado sobre um PCB flexel e inclui um cristal piezoelétrico, um único transistor personalizado, e um par de eletrodos de registo. A FIG. 29D mostra uma estreita-se de um dispositivo implantável em um PCG flexível com calibração leva a medir sinal eletrofisiológico (verdade solo) e tensões colhidas no piezocristal. Durante as experiências in vivo, os fios de calibração foram removidos.

[0059] A FIG. 30 ilustra a comunicação entre um interrogador exemplicicativo e um dispositivo implantável. A parte superior da FIG. 30 é um diagrama esquemático do fluxo de informação. A parte inferior da FIG. 30 representa vestígios de tempo dos sinais em cada etapa mencionado no diagrama mostrado no topo da figura. Na FIG. 30A, o FPGA do interrogador gera um sinal de disparo para iniciar a gravação. A FIG. 30B mostra um potencial extracelular, eletrofisiológico apresentada para os eletrodos de registo sobre um dispositivo implantável. A FIG. 30C mostra que, ao receber o gatilho do FPGA, a placa de emissor-receptor gera uma série de pulsos de transmissão. No final do ciclo de transmissão, o interruptor no ASIC do interrogador desconecta o módulo de transmissão e liga o módulo de recepção. A FIG. 30D mostra ampliada na sequência de pulso de transmissão, mostrando 6 pulsos em 1,85 MHz. A FIG. 30E mostra retroespalhamento a partir do dispositivo implantável, que atinge o transdutor a cerca de 2tRayleigh. A FIG. 30F mostra ampliada em formas de onda de retrodifusão. A forma de onda de retrodifusão inclui um grande sinal de saturação que se sobrepõe com os pulsos transmitidos é condutor de passagem elétrica e é ignorada. Ao retornar, pulsos retroespalhados pode ser visto após a janela de transmissão. A FIG. 30G mostra as formas de onda retroespalhadas de ser filtrada, rectificado, e a área sob a curva é calculado em ou der para produzir formas de onda reconstruída. A FIG. 30H mostra a forma de onda reconstruída amostrados a 10 kHz. Cada ponto da forma de onda reconstruída é calculado através do cálculo da área sob a curva do apropriado pulsos reflectidos, receberam cada 100 μβ.

[0060] A FIG. 31A mostra de-classificado, pressão de pico normalizada como uma função da distância a partir da superfície de um transdutor interrogador mostrou um foco classificado-de pelo -8.9 mm a 1,85 MHz. FIG. 31B mostra feixes almofadaraões XY transversais e a trama de tensão 1-D correspondente em y = 0 no campo quase-, Rayleigh distância, e campo Far mostrou feixe de focagem na distância de Rayleigh. A FIG. 31C mostra que a pressão de saída do transdutor era uma função linear da tensão de entrada (até 32 V pico-a-pico). A FIG 3 ID (reprodução da FIG. 5E) mostra formas de onda de retrodifusão exemplicicativo mostrando diferentes regiões de retrodifusão. A forma de onda de retrodifusão é encontrado flanqueado (em tempo) por regiões que correspondem às reflexões que derivam de regiões não- responsivas; estas correspondem a pulsos refletidos a partir de outros componentes do dispositivo. A medição a partir das regiões não responsivos, que não codificam os dados biológicos) pode ser utilizado como uma referência. Como resultado de tomar esta medição diferencial, quaisquer movimentos de toda a estrutura em relação ao transdutor externo durante a experiência podem ser subtraídos. A FIG. 31E mostra uma curva de calibração obtida na instalação do tanque de água sob encomenda mostrou o nível de ruído de 0,18 mVrms. A figura 3 se mostra o efeito do nível de ruído como uma função do desvio lateral seguido o poder beampattern declive. FIG. 31G mostra um gráfico 1-D de tensão fora do eixo e de potência drop-off do transdutor em y = 0 a distância de Rayleigh. A FIG. 31H mostra uma representação gráfica da queda no chão eficaz de ruído como uma função de desalinhamento angular. resultados desalinhamento angular em um almofada de feixe enviesada: elipsoidais em oposição a circular. Isto aumenta o raio do ponto focal (Espalhamento de energia ao longo de uma área maior); a distorção do ponto focal relaxa a restrição sobre desalinhamento.

[0061] A FIG. 32A mostra uma configuração experimental in-vivo para a gravação de EMG do músculo do gastrocnémio de ratos. O dispositivo implantável foi colocado sobre a superfície exposta do músculo e a ferida foi fechada com sutura cirúrgica. Os pares de transdutores de ultrassom externas para o dispositivo implantável e os dados sem fio é gravado e exibido no sistema de computador (por exemplo, o portátil). A FIG. 32B mostra uma comparação entre a medição verdade solo e os sinais de EMG reconstruídos mais de um número de ensaios. 20 amostras de ms foram registados e o intervalo inter-estímulos foi de 6 seg. FIG. 32C mostra uma densidade espectral de potência (PSD) do sinal de EMG gravada, a qual mostrou 4.29e4 μV2/Hz e 3.11e4 μV2/Hz em 107 Hz para verdade de terreno e os dados de poeira reconstruídos, respectivamente, e várias harmônicas devido às arestas da forma de onda. FIG. 32D mostra os dados de retroespalhamento sem fios registados em t = 0 min e t = 30 min combinado com R = 0,901.

[0062] A FIG. 33A mostra diferentes intensidades de sinais de EMG foram registadas in vivo com os eletrodos no PCB com diferentes intensidades de estimulação. A FIG. 33B mostra as respostas gradiente EMG semelhantes foram registados sem fios com o dispositivo implantável. FIG. 33C mostra verdade chão e reconstrução do sinal de EMG a partir dos dados de retrodifusão sem fio a amplitude de estimulação saturante resposta (100%) combinado com R = 0,795 (R = 0,60, 0,64, 0,67, 0,92 para 54%, 69%, 77%, 89 %, respectivamente). Na FIG. 33D, uma comparação quantitativa mostrou <0,4 mV jogo da característica saliente. Na FIG. 33E, EMG de tensão pico- a-pico mostrou uma relação sigmoidal esperada com a intensidade de estimulação.

[0063] A FIG. 34A mostra diferentes intensidades de sinais ENG que foram registados in vivo com os eletrodos no PCB com diferentes intensidades de estimulação. FIG. 34B mostra as respostas gradiente ENG semelhantes foram registados sem fios com a partícula. FIG. 34C mostra verdade chão e reconstrução do sinal ENG a partir dos dados de retrodifusão sem fio a amplitude de estimulação saturante resposta (100%) combinado com R = 0,886 (R = 0,822, 0,821, 0,69, 0,918, 0,87 para 44%, 61%, 72%, 83%, 89%, respectivamente). Na FIG. 34D, a comparação quantitativa mostrou <0,2 mV jogo da característica saliente. Na FIG. 34E, ENG tensão pico-a-pico mostrou uma relação sigmoidal esperada com a intensidade de estimulação.

[0064] A FIG. 35A mostra as respostas no domínio do tempo ENG registados para o espaçamento de eletrodo diferentes. FIG. 35B mostra ENG pico-a-pico com diferentes espaçamentos de eletrodo.

[0065] A FIG. 36A mostra retroespalhamento de ultrassons a partir de um dispositivo implantável, com o dispositivo implantável implantado no gel de acoplamento de ultrassom usado para imitar o tecido. O retroespalhamento inclui um condutor de passagem de transmissão e o anel para baixo centrado em 26 microssegundos, e o transdutor de ultrassons miniaturizado de retroespalhamento centrado em torno de 47 microssegundos. A FIG. 36B mostra uma estreita-se na region do retroespalhamento a partir do transdutor de ultrassons miniaturizado (a region sensível), que mostra a modulação de amplitude, como resultado de um sinal de entrada para o dispositivo implantável.

[0066] A FIG. 37 mostra os dados digitais correspondentes aos caracteres ASCII 'Olá mundo' sem fios preparado a partir do dispositivo implantável através da modulação de amplitude de pulso de retroespalhamento com codificação unipolar.

DESCRIÇÃO DETALHADA DA INVENÇÃO

[0067] O dispositivo implantável aqui descrito inclui um transdutor de ultrassons miniaturizado (tal como, um transdutor piezoelétrico miniaturizado) configurado para receber ondas ultrassônicas que alimentam o dispositivo implantável, um circuito de alimentação que compreende um circuito de armazenamento de energia, e dois ou mais eletrodos configurados para emitir um pulso elétrico. O dispositivo implantável pode também incluir um circuito digital ou um circuito integrado de sinal misto configurado para operar os eletrodos. O dispositivo implantável pode ser implantado num sujeito, de modo a que os eletrodos envolvam um tecido, tal como, tecido nervoso, tecido muscular ou um órgão e pode emitir um pulso elétrico para estimular o tecido. O transdutor de ultrassons miniaturizado recebe energia de ultrassons a partir de um interrogador (que pode ser externa ou implantado), que alimenta o dispositivo implantável. O interrogador inclui um transmissor configurado para transmitir as ondas de ultrassons para o dispositivo implantável. Em algumas concretizações, o interrogador compreende um receptor, que pode ser integrado com o transmissor para um emissor-receptor combinado, e o receptor e o transmissor podem estar dispostos no mesmo dispositivo ou em dispositivos diferentes. A energia mecânica a partir das ondas de ultrassons transmitidos pelo interrogador vibra o transdutor ultrassônico miniaturizados no dispositivo implantável, que gera uma corrente elétrica. Energia a partir da corrente elétrica pode ser armazenada no circuito de armazenamento de energia, o que pode incluir um ou mais capacitores. O interrogador pode codificar um sinal de disparo nas ondas de ultrassons que são transmitidos para o dispositivo implantável, e, após a recepção do sinal de disparo, o dispositivo implantável emite um pulso elétrico (por exemplo, por execução de todas ou uma parte da energia armazenada no circuito de armazenamento de energia). O sinal de disparo pode ser codificado, por exemplo, a um sinal pré- determinado ou em resposta a algum outro sinal (tal como, um sinal eletrofisiológico detectado em um sistema de circuito fechado). O dispositivo implantável pode incluir um circuito digital, o qual está configurado para decifrar o sinal de disparo codificados, e operar o circuito de armazenamento de energia e os eletrodos de descarga do pulso elétrico.

[0068] O dispositivo implantável ou eletrodos formam o dispositivo implantável que engatam o tecido para emitir o pulso elétrico estimulador. Em algumas concretizações, o tecido é um tecido nervoso (por exemplo, tecido do sistema nervoso central ou sistema nervoso periférico), tecido muscular (tais como, músculo liso, músculo esquelético, ou do músculo cardíaco), ou um órgão (por exemplo, grande ou pequeno intestino, estômago, rim, glândula secretora (tal como, uma glândula salivar ou glândula mamária) ou uma bexiga). Em algumas concretizações, o engate do tecido é de tal modo que o dispositivo implantável não envolver completamente o tecido. Em algumas concretizações, o dispositivo implantável é em, implantados em, ou adjacente ao tecido. Em algumas concretizações, os eletrodos do dispositivo implantável engatam o tecido. Por exemplo, os eletrodos podem ser ligados ou implantados no tecido nervoso (por exemplo, através da penetração do perineuro), tecido muscular, ou de um órgão. Em algumas concretizações, os um ou mais eletrodos incluem um eletrodo de braçadeira, que pode rodear parcialmente o tecido. Em algumas concretizações, o dispositivo implantável é localizado perto do tecido, e os eletrodos podem estender-se desde o dispositivo implantável para atingir o tecido.

[0069] O tecido nervoso pode ser parte do sistema nervoso central (tais como o cérebro (por exemplo, do córtex cerebral, gânglios basais, mesencéfalo, medula, ponte, hipotálamo, tálamo, no cerebelo, palio, ou hipocampo) ou a medula espinhal) , ou parte do sistema nervoso periférico (tal como, um nervo, o que pode ser um nervo somática ou um nervo no sistema nervoso automática). Nervos exemplificativos incluem o nervo ciático, o nervo vago, ramos do nervo vago, o nervo tibial, o nervie spenic, o nervo esplâncnico, o nervo pudendo, o nervo sacral, o nervo supra-orbital, e do nervo occipital. O tecido muscular pode ser, por exemplo, músculo esquelético, músculo liso, ou músculo cardíaco. músculos exemplicicativoes incluem o músculo gastrocnêmio, músculos do assoalho pélvico, o músculo liso gástrico e músculo cardíaco.

[0070] Os dispositivos implantáveis aqui descritos podem ser implantados ou utilizados num sujeito (isto é, um animal). Em algumas concretizações, o indivíduo é um mamífero. assuntos exemplicicativoes incluem um roedor (tal como, um ratinho, rato ou cobaia), gato, cachorro, galinha, porco, vaca, cavalo, carneiro, coelho, pássaro, morcego, macaco etc. Em algumas modalidades, o sujeito é um ser human .

[0071] O pulso elétrico pode ser útil, por exemplo, para controlar membros (isto é, estimulação elétrica funcional), que controlam a função da bexiga, ou para o tratamento da apneia do sono ou a artrite reumatóide. Ver, por exemplo, Tracey, o reflexo inflamatório, Nature vol. 420, pp. 853-859 (2002).

[0072] De um modo geral, nos últimos anos, tem havido um interesse crescente no uso de tecnologias de gravação e de estimulação neural para desenvolver um novo paradigma de circuito fechado terapia neuromodulação para perturbações nos sistemas nervosos central e periférico. Como os nervos transportar tanto eferente e sinais aferentes a uma variedade de órgãos-alvo, tecnologias eficazes terá alta resolução espaço-temporal para gravar e estimular a partir de vários sites. Além disso, para que essas tecnologias para tornar-se clinicamente viável, eles terão de ser com menos fios para evitar potenciais infecções e respostas biológicas adversas devido a ligações externalizadas ou micro-motion do implante dentro do tecido. Para resolver estas questões, aqui descritos é um sistema backscatter ultra-sônica para sem fio de energia e se comunicar com dispositivos implantáveis. Um dos pontos fortes da tecnologia é que, ao contrário da tecnologia convencional de frequência de rádio, sistemas baseados em ultrassom parece escalável até escalas de tamanho milímetro, ou ainda menor, e operar de forma confiável a mais de vários centímetros de profundidade implante, abrindo a porta para um novo caminho tecnológico em eletrônica implantáveis.

[0073] Em algumas concretizações, o pode ser utilizado para gravar, estimular, ou sinais e / bloco (por exemplo, sinais eletrofisiolicos) no sistema nervoso central ou periférico. Os sinais eletrofisiológicos detectados podem ser usados para desencadear a forma e os parâmetros de estimulação terapêutica, proporcionando realimentação detalhada sobre a dinâmica neurais em tempo real, no contexto dos alvos neurostimulation, tais como o tratamento da apneia do sono ou o controle da função da bexiga para novos alvos doenças que vão de diabetes a artrite artrite.

[0074] Além disso, são aqui proporcionados métodos para sem fios de alimentação e de comunicar com sensores implantáveis, para baixo para escalas de tamanho milímetros ou menor, incorporados até vários centímetros em tecido que permite a monitorização contínua de importantes sinais vitais do corpo.

[0075] Os dispositivos implantáveis aqui descritos pode ser alimentado e pode comunicar a profundidades que não eram possíveis com sistemas implantáveis anteriores. Em algumas concretizações, um dispositivo implantável, configurado para detectar um único eletrofisiológico inclui um transdutor piezoelétrico, um circuito integrado de aplicação específica (ASIC), e um par de eletrodos de registo. Uma concretização do implante utiliza um único transdutor piezoelétrico grandes quantidades, a gravação ou a estimulação ASIC, e de ouro eletrodos. Em alternativa, os eletrodos podem ser galvanizados ou eletroquimicamente depositado com poli (3,4- ethylenectioxythiophene) (PEDOT), Pt ou Pt-preto, a fim de melhorar a qualidade da gravação. gravação multi-local ou simultânea estimulação pode ser alcançada através da implantação de uma pluralidade dessas partículas nos locais desejados ou colocar vários pares de eletrodos sobre a partícula e usando multiplexadores on-chip. Os dados a partir de diferentes pares de eletrodos pode ser codificada em qualquer amplitude, a frequência ou a fase de forma de onda modulada.

[0076] Em algumas concretizações, uma unidade externa pode interrogar uma única partícula através do emprego de um único transdutor para transmitir energia ultra-sónica ou interrogar múltiplas partículas através do emprego de matrizes de formação de feixe. As matrizes podem basear-se em uma matriz de transdutores piezoelétricos granel ou capacitivo ou transdutores ultra-micro-maquinado piezoelétricos (CMUTs, PMUTs). Ambos os PMUTs e CMUTs são sistemas de micro-eletro-mecânica (MEMS) dispositivos fabricados usando fabricação lote de semicondutores, com cada MUT capaz de transmitir e receber ondas acústicas.

[0077] Em algumas concretizações, durante o uso, o dispositivo implantável é colocado quer sobre, em torno ou no nervo alvo com o lado do eletrodo em contacto com o nervo alvo. conexões importantes podem ser encaminhadas para fora, seja de forma reta ou serpentina, 10 vias mil como pontos de teste. O comprimento das pistas pode ser ajustado, de acordo com a aplicação. Alternativamente, os componentes podem ser divididos ao meio e montada tanto na parte superior ou no lado inferior da placa, juntamente com os eletrodos, a fim de minimizar o tamanho global. Montagem da plataforma de dupla face pode ser mais complexa devido aos isolamentos elétricos e mecânicos necessários, entre o ASIC e o transdutor piezoeltrico durante -a ligação ao fio ou flip-chip de colagem

[0078] Em algumas concretizações, o sistema é implementado como um sistema médico terapêutico de circuito fechado. Tal sistema pode incluir um emissor-receptor de ultrassom e configurado para gerar e receber transmissões de ultrassom, e um dispositivo implantável corpo dimensionada e configurada para envolver, mas não inteiramente em volta da estrutura neural. O dispositivo implantável compreende um transdutor piezoelétricos e elementos de armazenamento de energia para poder colheita necessário para operar a estimulação ASIC. O dispositivo implantável compreende pulso de estimulação circuito gerador e leva acoplado ao circuito gerador de pulsos para produzir pulsos de estimulação para estimular ou bloquear a estrutura neural electricamente. O dispositivo implantável compreende ainda um sistema de comunicação de retrodifusão de ultrassons para se comunicar com o equipamento externo via o emissor-receptor de ultrassom. Em algumas concretizações, o sistema pode incluir um ou mais dos seguintes. O transceptor de ultrassom pode ser adicionalmente configurado para implantação corpo. O sistema pode ainda compreender um equipamento externo acoplado em comunicao com o emissor-receptor de ultrassom. O equipamento externo pode comunicar sem fios com o transceptor de ultrassom. O dispositivo implantável corpo pode ainda ser configurado para detectar uma condição biológica, e comunicar dados indicativos da condição biológica detectado para o equipamento externo. Em tal caso, o equipamento externo está configurado para analisar os dados de condições biológicas detectados, e para iniciar, no local indicado pela análise dos dados da condição biológica detectados, comunicação ultrassom para o dispositivo implantado para gerar pulsos de estimulação para estimular ou bloquear o neural electricamente estrutura. Em algumas concretizações, o equipamento externo detecta directamente a condição biológica.

[0079] Em algumas concretizações, o sistema de estimulação neural pode incluir múltiplos dispositivos corporais implantáveis dimensionados e configurados para se engatar, mas não inteiramente em volta da estrutura neural. O dispositivo cprporal implantável pode ainda ser configurado para comunicar dados indicativos do estado do dispositivo para o equipamento externo. O dispositivo implantável do corpo pode ser configurado para comunicar dados indicativos do funcionamento do dispositivo, para o equipamento externo. Além disso, o dispositivo implantável corpo pode ainda ser configurado para gravar e relatório detectada condições biológicas para fornecer feedback para ajustar parâmetros de estimulação.

[0080] Uma vantagem significativa do dispositivo implantável aqui descrito é a capacidade de emitir um pulso elétrico estimulador de tecido nervoso ou tecido muscular profundo dentro de um sujeito enquanto está a ser alimentado sem fios. Em algumas concretizações, o dispositivo implantável actua num sistema de circuito fechado, e pode emitir um pulso elétrico estimulador em resposta a um pulso eletrofisiológico detectado. Além disso, os dispositivos implantáveis podem permanecer em um assunto por um longo período de tempo sem a necessidade de carregar uma bateria ou recuperar informações armazenadas no dispositivo.

[0081] A transferência de potência eletromagnética (EM) não é uma prática para alimentar pequenos dispositivos implantáveis, devido à atenuação de energia através do tecido e as aberturas relativamente grandes (por exemplo, antenas ou bobinas) requeridos para capturar tais energia. Ver, por exemplo, Seo et al., Neural dust: an ultrasonic, low power solution for chronic brain-machine interfaces, arXiv:

1307.2196v1 (8 de julho de 2013). Uso de EM para fornecer energia suficiente para um dispositivo implantado seria ou requerem uma profundidade do implante superficial ou poderia exigir um aquecimento excessivo do tecido a passar as ondas EM através do tecido para chegar ao dispositivo implantável.

Em contraste com EM, a transferência de energia ultrassônica proporciona uma baixa atenuação de potência no tecido devido à relativamente baixa absorção de energia de ultrassons por tecido e o mais curto comprimento de onda das ondas ultrassônicas (em comparação com ondas eletromagnéticas). Além disso, os comprimentos de onda mais curtos fornecidas pelas ondas de ultrassons proporciona uma elevada resolução espacial em frequências mais baixas em comparação com as ondas de rádio.

[0082] Os transdutores ultrassônicos têm encontrado aplicação em várias disciplinas, incluindo imagiologia, concentrado de alta intensidade ultrassom (HIFU), ensaios não destrutivos de materiais, de comunicação, e o fornecimento de energia por meio de paredes de aço, comunicações subaquáticas, o fornecimento de energia, transcutânea e colheita de energia. Ver, por exemplo, Ishida et al., Insole Pedometer with Piezoelectric Energy Harvester and 2 V Organic Circuits, IEEE J. Solid-State Circuits, vol. 48, no. 1, pp. 255-264 (2013); Wong et al., Advantages of Capacitive Micromachined Ultrasonics Transducers (CMUTs) for High Intensity Focused Ultrasound (HIFU), IEEE Ultrasonics Symposium, pp. 1313-1316 (2007); Ozeri et al., Ultrasonic Transcutaneous Energy Transfer for Powering Implanted Devices, Ultrasonics, vol. 50, no. 6, pp. 556-566 (2010) e Richards et al., Efficiency of Energy Conversion for Devices Containing a Piezoelectric Component, J. Micromech. Microeng., vol. 14, pp. 717-721 (2004). Ao contrário de eletromagnetismo, usando o ultrassom como uma modalidade de transmissão de energia nunca entrou em aplicação do consumidor generalizada e foi muitas vezes ignorado porque a eficiência do eletromagnetismo para curtas distâncias e grandes aberturas é superior. No entanto, na escala dos dispositivos implantáveis e aqui discutidos em tecido, a velocidade acústica baixa permite a operação em frequências significativamente mais baixos, e a perda acústica no tecido é geralmente substancialmente menor do que a atenuação de eletromagnetismo em tecido.

[0083] A velocidade relativamente baixa acústico de resultados de ultrassom no comprimento de onda substancialmente reduzida em comparação com EM. Assim, para a mesma distância de transmissão, sistemas de ultrassons são muito mais propensos a operar no campo distante, e, consequentemente, obter uma cobertura espacial maior do que um transmissor de EM. Além disso, a perda acústica no tecido é fundamentalmente menor do que a atenuação de eletromagnetismo em tecido, porque a transmissão acústica baseia-se na compressão e rarefacção do tecido, em vez de diferentes campos elétricos / tempo-magnético que geram correntes de deslocamento sobre a superfície do tecido.

[0084] Para além de ligar o dispositivo implantável, em algumas concretizações, as ondas ultrassônicas recebidas pelo dispositivo implantável podem incluir um sinal de disparo. O sinal de disparo recebido pelo transdutor de ultrassons miniaturizado no dispositivo implantável, e em seguida, é codificado na corrente gerada pelo transdutor. O sinal é então recebido por um sinal digital, o qual pode activar o circuito de armazenamento de energia para libertar um pulso elétrico transmitido pelo eletrodo para o tecido. O sinal de disparo pode ser transmitido pelas ondas de ultrassom em resposta a um sinal de entrada, tal como, um sinal de entrada operado utilizador, ou pode ser responsivo a um sinal eletrofisiológico detectado. Por exemplo, em algumas concretizações, o sinal de disparo é transmitido em resposta a um sinal eletrofisiológico detectada por um dispositivo implantável transmitida para o interrogador.

[0085] Em algumas concretizações, um sistema de "poeira neural" compreende dispositivos implantáveis minúsculo organismo referido pó como neural ou "partículas", um emissor-receptor de ultrassom implantável que comunica com cada uma das partículas usando transmissões de ultrassom e as transmissões de retroespalhamento reflectida a partir das partículas, e um transceptor externo que se comunica sem fio com o transceptor de ultrassom. Ver Seo et al., Neural dust: an ultrasonic, low power solution for chronic brain-machine interfaces, arXiv: 1307.2196v1 (July 8, 2013) (“Seo et al., 2013”); Seo et al., Model validation of untethered, ultrasonic neural dust motes for cortical recording, J. Neuroscience Methods, vol. 244, pp. 114-122 (2014) (“Seo et al., 2014”); and Bertrand et al., Beamforming approaches for untethered, ultrasonic neural dust motes for cortical recording: a simulation study, IEE EMBC, vol. 2014, pp. 2625- 2628 (2014). O sistema neural pó descrito nestes documentos é utilizado para a gravação cortical (ou seja, a gravação de sinais elétricos do cérebro). Em que a aplicação, como mostrado nos documentos, as partículas são implantados no tecido do cérebro (córtex), o emissor-receptor de ultrassons é implantado por baixo da dura-máter, no córtex, e o emissor-

receptor externo é colocada de encontro à cabeça do próximo paciente para onde o transceptor de ultrassons sub-dural é implantado, como mostrado na FIG. 1 a partir de Seo et al.,

2013.

[0086] Seo et al., 2013 e Seo et al., 2014 mostraram que, em teoria, o sistema de poeira neural pode ser usado para desenvolver implantes de pequena escala (abaixo da escala mm) para gravação neural sem fios. A detecção precisa de sinais eletrofisiológicos ou estimulação do tecido, utilizando um pulso elétrico é reforçada pela determinação precisa da localização ou o movimento do dispositivo implantável. Isto assegura atribuição precisa de um sinal detectado para o tecido que gera o sinal, ou a estimulação precisa de tecido alvo, bem como a filtragem de sinais que podem ser provocadas pelo movimento. Tal como, aqui descrito, a localização e o movimento dos dispositivos implantáveis podem ser determinadas com precisão por meio da análise de retrodifusão de ultrassons não-responsivo. Além disso, verificou-se que os dispositivos implantáveis podem transmitir um sinal digitalizado codificado na retrodifusão de ultrassons. O sinal digitalizado pode permitir o aumento da fiabilidade de detecção de sinal eletrofisiológico (por exemplo, por filtragem de sinais falsos positivos), compressão de dados (o qual pode ser particularmente benéfica, por exemplo, quando o dispositivo implantável inclui uma pluralidade de eletrodos), e pode permitir a inclusão de sinais identificadores únicos na retrodifusão de ultrassons quando se utiliza uma pluralidade de dispositivos implantáveis ou quando os dispositivos implantáveis incluem uma pluralidade de eletrodos.

[0087] Os sistemas implantáveis em miniatura que existem são com ou sem fio, que criam problemas para a crônica, o uso diário, ou abordagens sem fio emergentes com base em luta eletromagnetics ao poder e se comunicar com dispositivos implantados em tamanhos abaixo da escala milimétrica ou incorporado mais de centímetros para o tecido, mantendo níveis de potência dentro dos limites de segurança estabelecidos. Comparado com as tecnologias existentes, o implante proposto tem a vantagem de fácil fabricação, integração e escalabilidade para as dimensões e profundidade implante não realizáveis no passado.

[0088] Em algumas concretizações, um dispositivo implantável, útil em um sistema de circuito fechado estimula o tecido (tal como, tecido muscular, tecido nervoso, ou um órgão) em resposta à condição detectada (tal como, um sinal eletrofisiológico, uma temperatura, uma concentração de um analito (por exemplo, um íon, glicose, oxigênio, etc), ou outra molécula (tal como, um neurotransmissor, uma citocina, uma hormônio, ou outra molécula de sinalização ou uma proteína), o pH, pressão, tensão, ou bioimpedancia) detectada pela mesma ou um dispositivo implantável diferente. A condição detectada pode ser local ou sistêmica. Em algumas concretizações, o dispositivo implantável configurado para detectar um sinal eletrofisiológico engata tecido nervoso ou tecido muscular, e pode ser usado para reportar uma eletroneurogram ou um eletromiograma. Em algumas concretizações, os dispositivos implantáveis podem ser configurado para detectar e relatar (através de retrodifusão de ultrassons) informações relativas às condições fisiológicas (tal como, a temperatura, pressão, pH ou concentração de analito; ver Pedido de Patente Internacional intitulado "IMPLANTS USING ULTRASONIC BACKSCATTER FOR SENSING PHYSIOLGOICAL CONDITIONS" depositado em 7 de julho de 2017, Attorney Docket No. 416272012040), radiação ou células e moléculas radiomarcadas (ver pedido de patente internacional intitulado IMPLANTS USING ULTRASONIC BACKSCATTER FOR RADIATION DETECTION AND ONCOLOGY, depositado em 7 de julho de 2017, Attorney Docket no. 416272012140), a impedância elétrica do tecido (ver pedido internacional de patente intitulado: " IMPLANTS USING ULTRASONIC BACKSCATTER FOR SENSING ELECTRICAL IMPEDANCE OF TISSUE," depositado em 7 de julho de 2017, Attorney Docket No. 416272012440), e um pulso eletrofisiológico (ver Pedido de Patente Internacional intitulado "IMPLANTS USING ULTRASONIC BACKSCATTER FOR DETECTING ELECTROPHYSIOLOGICAL SIGNALS", depositado em 7 de dulho de 2017, Processo N ° 416272012640); cada um destes pedido é aqui incorporado por referência na sua totalidade para todos os fins. Definições

[0089] Tal como, aqui utilizado, as formas singulares "um," "uma," e "a" incluem a referência plural a menos que o contexto dite claramente o contrário.

[0090] A referência a variações de "cerca de" um valor ou parâmetro inclui aqui (e) descreve que são dirigidas a esse valor ou parâmetro, por si só. Por exemplo, a descrição se refere a "cerca de X" inclui a descrição de "X".

[0091] O termo "miniaturizado" refere-se a qualquer material ou componente de cerca de 5 milímetros ou menos (tal como, cerca de 4 mm ou menos, cerca de 3 mm ou menos, cerca de 2 mm ou menos, cerca de 1 mm ou menos, ou cerca de 0,5 mm ou menos) de comprimento na dimensão mais longa. Em certas concretizações, uma material de "miniaturizado" ou componente tem uma maior dimensão de cerca de 0,1 mm a cerca de 5 mm (por exemplo, cerca de 0,2 mm a cerca de 5 mm, cerca de 0,5 mm a cerca de 5 mm, cerca de 1 mm a cerca de 5 mm, cerca de 2 mm a cerca de 5 mm, cerca de 3 mm a cerca de 5 mm, ou cerca de 4 mm a cerca de 5 mm) em comprimento. "Miniaturizado" também pode referir-se a qualquer material ou componente com um volume de cerca de 5 mm3 ou menos (tal como, cerca de 4 mm3 ou menos, 3 mm3 ou menos, 2 mm3 ou menos, ou 1 mm3 ou menos). Em certas concretizações, um material ou componente “miniaturizado” tem o volume de cerca de 0,5 mm3 a cerca de 5 mm3, cerca de 1 mm3 a cerca de 5 mm3, cerca de 2 mm3 a cerca de 5 mm3, cerca de 3 mm3 a cerca de 5 mm3, ou cerca de 4 mm3 a cerca de 5 mm3.

[0092] Um "transdutor piezoelétrico" é um tipo de emissor-receptor de ultrassons compreendendo o material piezoelétrico. O material piezoelétrico pode ser um cristal, uma cerâmica, um polímero, ou de qualquer outro material piezoelétrico natural ou sintética.

[0093] Uma onda de ultrassom "não-responsiva" é uma onda ultrassônica com uma refletividade independente de um sinal detectado. Um "reflector não-responsivo" é um componente de um dispositivo implantável que reflecte as ondas de ultrassons de modo a que a forma de onda reflectida é independente do sinal detectado.

[0094] O termo "sujeito" refere-se a um animal.

[0095] Entende-se que os aspectos e variações da invenção aqui descrita incluem "consistindo" e / ou "consistindo essencialmente em aspectos e variações.

[0096] Quando é fornecida uma gama de valores, deve ser compreendido que cada valor interveniente entre o limite superior e inferior desse intervalo e qualquer outro afirmado ou interveniente valor nesse intervalo indicado, é englobado dentro do âmbito da presente divulgação. Quando o intervalo indicado inclui limites superiores ou inferiores, varia excluindo qualquer desses limites incluídos estão também incluídos na presente descrição.

[0097] É para ser compreendido que uma, algumas ou todas as propriedades das várias concretizações aqui descritas podem ser combinadas para formar outras concretizações da presente invenção. Os títulos das secções aqui utilizados são apenas para fins organizacionais e não são para ser interpretados como limitativos do assunto descrito.

[0098] As características e as preferências acima descritas em relação a "concretizações" são preferências distintas e não são limitadas apenas a essa concretização particular; elas podem ser livremente combinadas com características de outras concretizações, onde tecnicamente viáveis, e podem formar combinações preferidas de características.

[0099] A descrição é apresentada para permitir que um técnico versado no assunto possa fazer e usar a invenção e é fornecida no contexto de um pedido de patente e os seus requisitos. Várias modificações às concretizações descritas irão ser prontamente aparentes para aqueles técnicos versados no assunto e os princípios genéricos aqui podem ser aplicados a outras concretizações. Assim, a presente invenção não se destina a ser limitada à concretização mostrada, mas deve ser dado o escopo mais amplo consistente com os princípios e características aqui descritas. Além disso, as posições transversais são fornecer para fins organizacionais e não são para ser considerados como limitativos. Finalmente, toda a divulgação das patentes e publicações referidas neste pedido são aqui incorporados por referência para todos os fins. Interrogador

[0100] O interrogador pode comunicar sem fios com um ou mais dispositivos implantáveis que utilizam ondas ultrassônicas, que são usadas para alimentação e / ou operar o dispositivo implantável. As ondas ultrassônicas emitidas pelo interrogador pode codificar um sinal de disparo, o que sinaliza o dispositivo implantável para emitir um pulso elétrico. O interrogador inclui um ou mais transdutores de ultrassons, que pode funcionar como um transmissor ultrassônico e / ou um receptor de ultrassons (ou como um emissor-receptor, que pode ser configurado para transmitir ou receber, alternativamente, as ondas ultrassônicas). O um ou mais transdutores podem ser dispostos como uma matriz de transdutores, e o interrogador pode incluir, opcionalmente, uma ou mais matrizes de transdutor. Em algumas concretizações, as matrizes de transdutor podem ter um espaçamento regular, espaçamento irregular, ou ser colocado escassamente. Em algumas concretizações a matriz é flexível. Em algumas concretizações, a matriz é plana, e em algumas concretizações a matriz não é plana. Em algumas concretizações, a função de transmissão de ultrassom é separada a partir da função de recepção de ultrassons em dispositivos separados. Isso é, opcionalmente, o interrogador compreende um primeiro dispositivo que transmite ondas de ultrassom ao dispositivo implantável, e um segundo dispositivo que recebe retroespalhamento de ultrassons a partir do dispositivo implantável.

[0101] Em algumas concretizações, o interrogador pode receber retroespalhamento de ultrassons a partir de um dispositivo implantável, um dispositivo implantável, tal configurado para detectar uma tensão eletrofisiológica e emitem retroespalhamento de ultrassons, que codifica a informação indicativa do sinal de tensão detectado eletrofisiológico. Em algumas concretizações, o sinal de disparo codificados pelas ondas de ultrassons emitidos a partir do interrogador e recebidos pelo dispositivo implantável configurado para emitir um pulso elétrico é transmitido em resposta a uma informação de retroespalhamento codificação de ultrassons recebido em relação ao sinal eletrofisiológico detectado.

[0102] Um interrogador exemplicicativo é mostrado na FIG. 2A. O interrogador ilustrado mostra um conjunto de transdutores com uma pluralidade de transdutores de ultrassons. Em algumas concretizações, o conjunto de transdutores inclui um ou mais, dois ou mais, 3 ou mais, 5 ou mais, 7 ou mais, 10 ou mais, 15 ou mais, 20 ou mais, 25 ou mais, 50 ou mais, 100 ou mais 250 ou mais, 500 ou mais, 1,000 ou mais, 2,500 ou mais, 5000 ou mais, ou 10 mil ou mais ou mais transdutores.

Em algumas concretizações, o conjunto de transdutores inclui 100.000 ou menos, 50.000 ou menos, 25.000 ou menos, 10.000 ou menos, 5,000 ou menos, 2,500 ou menos, 1,000 ou menos, de 500 ou menos, de 200 ou menos, de 150 ou menos, 100 ou menos, 90 ou menos, 80 ou menos, 70 ou menos, 60 ou menos, 50 ou menos, 40 ou menos, 30 ou menos, 25 ou menos, 20 ou menos, 15 ou menos, 10 ou menos, 7 ou menos ou 5 ou menos transdutores.

O conjunto de transdutores pode ser, por exemplo, um chip que compreende 50 ou mais de ultrassons do transdutor de pixels.

O interrogador mostrado na FIG. 2A ilustra um único conjunto de transdutores; no entanto, o interrogador pode incluir um ou mais, dois ou mais, ou três ou mais matrizes distintas.

Em algumas concretizações, o interrogador inclui 10 ou menos matrizes transdutor (tais como, 9, 8, 7, 6, 5, 4, 3, 2, ou 1 matriz) do transdutor.

As matrizes separadas, por exemplo, podem ser colocadas em diferentes pontos de um objecto, e pode comunicar com as mesmas ou diferentes dispositivos implantáveis.

Em algumas concretizações, as matrizes estão localizadas em lados opostos de um dispositivo implantável.

O interrogador pode incluir um ASIC, que inclui um canal para cada transdutor na matriz transdutor.

Em algumas concretizações, o canal inclui um interruptor (indicado na Fig. 2A pela "T / RX"). O interruptor pode, alternativamente, configurar o transdutor ligado ao canal para transmitir ondas de ultrassons ou receber ondas ultrassônicas.

O interruptor pode isolar o circuito ultrassom que recebe a partir do circuito de transmissão de ultrassons de tensão mais elevada.

Em algumas concretizações, o transdutor ligado ao canal é configurado para receber somente ou apenas para transmitir ondas de ultrassons, e o interruptor é facultativamente omitido do canal.

O canal pode incluir um controlo de atraso, que opera para controlar as ondas ultrassônicas transmitidos.

O controlo de atraso pode controlar, por exemplo, o deslocamento de fase, atraso de tempo, frequência de pulso e / ou forma de onda (incluindo amplitude e comprimento de onda). O controlo de atraso pode ser ligado a um deslocador de nível, que desloca os pulsos recebidos a partir do controlo de atraso para uma tensão mais elevada utilizada pelo transdutor para transmitir as ondas ultrassônicas.

Em algumas concretizações, os dados que representam a forma de onda e de frequência para cada canal podem ser armazenados numa 'tabela de onda'. Isto permite que a forma de onda de transmissão em cada canal a ser diferente.

Em seguida, o controlo de atraso e deslocadores de nível pode ser usado para 'corrente' para estes dados para os sinais de transmissão reais para o conjunto de transdutores.

Em algumas concretizações, a forma de onda de transmissão para cada um dos canais pode ser produzida diretamente por uma saída em série de alta velocidade de um microcontrolador ou outro sistema digital e enviado para o elemento de transdutor através de um deslocador de nível ou amplificador de alta tensão.

Em algumas concretizações, o ASIC inclui uma bomba de carga (ilustrado na FIG. 2A) para converter uma primeira tensão fornecida para o ASIC para uma segunda tensão mais alta, a qual é aplicada ao canal.

Os canais podem ser controlados por um controlador, tal como, um controlador digital, que opera o controle de atraso.

No circuito de ultrassom que recebe, as ondas ultrassônicas recebidas são convertidos em corrente pelos transdutores (fixados em um modo de recepção), que é transmitido a um circuito de captura de dados.

Em algumas concretizações, um amplificador, um conversor analógico-digital (ADC), um ganho-amplificador variável ou um ganho-amplificador variável controlada no tempo de ganho (que pode compensar a perda de tecido), e / ou uma banda filtro de passagem está incluído no circuito de recepção.

O ASIC pode extrair energia a partir de uma fonte de alimentação, tal como, uma bateria (que é preferido para uma concretização usável do interrogador). Na concretização ilustrada na FIG. 2A, uma fonte de 1.8V é fornecida ao ASIC, que é aumentada pela bomba de carga de 32V, embora qualquer tensão adequada pode ser utilizada.

Em algumas modalidades, o interrogador inclui um processador e ou um computador de memória legível não transitório.

Em algumas concretizações, o canal descrito acima não inclui um comutador T / Rx, mas em vez disso contém Tx independente (de transmissão) e RX (recepção) com uma alta tensão Rx (circuito receptor), sob a forma de um amplificador de baixo ruído com boa saturação recuperação.

Em algumas concretizações, o circuito de T / Rx inclui uma bomba de circulação.

Em algumas concretizações, o conjunto de transdutores contém mais elementos transdutores do que o processamento em canais de transmissão de interrogador / receber circuitos, com um multiplexador escolhendo diferentes conjuntos de transmissão de elementos para cada pulso.

Por exemplo, 64 canais de recepção de transmissão ligados através de um multiplexador 3:1 a 192 elementos transdutores físicos - com apenas 64 elementos de transdutor ativo num dado pulso.

[0103] A fig. 2B ilustra uma outra concretização de interrogador. Como mostrado na FIG. 2B, o interrogador inclui um ou mais transdutores 202. Cada transdutor 202 está ligado a um comutador transmissor / receptor 204, o qual pode, alternativamente, configurar o transdutor para transmitir ou receber ondas ultrassônicas. O comutador transmissor / receptor está ligado a um processador 206 (tal como, uma unidade central de processamento (CPU), um costume dedicado ASIC processador, um campo de arranjo de portas programável (FPGA), unidade microcontrolador (MCU), ou uma unidade de processamento gráfico (GPU)). Em algumas concretizações, o interrogador inclui ainda um conversor analógico-digital (ADC) ou digital-para-analógico (DAC). O interrogador pode também incluir uma interface de utilizador (tal como, um visor, uma ou mais botões para controlar o interrogador, etc), uma memória, uma fonte de energia (tal como, uma bateria), e / ou uma porta de entrada / saída (que podem ser com fio ou sem fio).

[0104] Em algumas concretizações, o interrogador é implantável. Um interrogador implantado pode ser preferido quando os dispositivos implantáveis são implantados numa region bloqueado por uma barreira que não facilmente transmitir ondas de ultrassons. Por exemplo, o interrogador pode ser implantado subcranially, quer subdurally ou supradurally. Um interrogador subcranial pode comunicar com dispositivos implantáveis que são implantadas no cérebro. Uma vez que as ondas ultrassônicas são impedidas pelo crânio, o interrogador subcranial implantado permite a comunicação com os dispositivos implantáveis implantados no cérebro. Em outro exemplo, um interrogador implantável pode ser implantado como parte de, por trás ou dentro de outro dispositivo implantado ou protético. Em algumas concretizações, o interrogador implantado pode comunicar com e / ou for accionado por um dispositivo externo, por exemplo por EM ou sinais de RF.

[0105] Em algumas concretizações, o interrogador é externo (isto é, não implantados). A título de exemplo, o interrogador externo pode ser um usável, que pode ser fixa ao corpo por uma cinta ou adesivo. Em outro exemplo, o interrogador externo pode ser uma varinha, que pode ser agarrada por um utilizador (tal como, um profissional de cuidados de saúde). Em algumas concretizações, o interrogador pode ser realizado para o corpo por meio de sutura, a tensão superficial simples, um dispositivo de fixação à base de vestuário, como um envoltório de pano, uma luva, um elástico, ou por fixação do sub-cutânea. O conjunto de transdutores ou transdutor do interrogador podem ser posicionados em separado do resto do transdutor. Por exemplo, o conjunto de transdutores pode ser fixado à pele de um sujeito a uma primeira localização (tais como, proximal a um ou mais dispositivos implantados), e o resto do interrogador pode ser localizado numa segunda posição, com um fio de amarrar o transdutor ou transdutor de matriz para o resto do interrogador. A FIG. 3A-E mostra um exemplo de um interrogador externo usável. A FIG. 3A mostra um diagrama de blocos do interrogador, o qual inclui um conjunto de transdutores que compreende uma pluralidade de transdutores, um ASIC, compreendendo um canal para cada transdutor na matriz de transdutor, um (polímero de lítio (lipo), no exemplo ilustrado) da bateria, e um sistema de comunicação sem fios (tal como, um sistema Bluetooth). A FIG. 3B ilustra uma vista explodida de um interrogador usável, incluindo uma placa de circuito impresso (PCB) 302, que inclui o ASIC, um sistema de comunicação sem fio 304, uma bateria 306, um conjunto de transdutores de ultrassons 308, e um fio de 310 amarrar o conjunto de transdutores de ultrassons 308 para o ASIC. A FIG. 3C mostra o interrogador usável 312 mostrado na FIG. 3B com um feixe de 314, que pode ser usado para prender o interrogador a um sujeito. A FIG. 3D mostra o interrogador montado 316 ligado a um indivíduo, com o conjunto de transdutores 308 ligado num primeiro local, e o resto do interrogador ligado a um segundo local. A FIG. 3E mostra uma seção transversal esquemática de um conjunto exemplicicativo de ultrassons do transdutor 308, que inclui uma placa de circuito 318, vias 320 anexando cada transdutor 322 para a placa de circuito 318, um filme de poliéster metalizado 324, e uma camada de suporte de absorção 326. O poliéster metalizado película 324 pode fornecer uma base comum e correspondente acústico para os transdutores, enquanto a camada de suporte de absorção 326 (tal como, tungstênio em pó cheio de poliuretano) pode reduzir o toque dos transdutores individuais.

[0106] O desenho específico do conjunto de transdutores depende da profundidade desejada de penetração, o tamanho da abertura, e o tamanho dos transdutores na matriz. A distância de Rayleigh, R, do transdutor é calculado como:

em que D é o tamanho da abertura e λ é o comprimento de onda dos ultrassons no meio de propagação (ou seja, o tecido). Como compreendido na arte, a distância de Rayleigh é a distância em que o feixe irradiado pela matriz é totalmente formado. Ou seja, a pressão arquivada converge para um foco natural à distância Rayleigh, a fim de maximizar o poder recebido. Portanto, em algumas concretizações, o dispositivo implantável é aproximadamente a mesma distância a partir do conjunto de transdutores, como a distância de Rayleigh.

[0107] Os transdutores individuais de um conjunto de transdutores podem ser modulados para controlar a distância Raleigh e a posição do feixe de ultrassons de ondas emitidas pelo transdutor matriz através de um processo de formação de feixe ou de condução de feixe. Técnicas como a variância mínima (LCMV) beamforming linearmente constrangida podem ser utilizados para comunicar uma pluralidade de dispositivos implantáveis com um emissor-receptor de ultrassom externa. Ver, por exemplo, Bertrand et al., Beamforming Approaches for Untethered, Ultrasonic Neural Dust Motes for Cortical Recording: a Simulation Study, IEEE EMBC (Aug. 2014). Em algumas concretizações, a condução do feixe é realizada por ajustamento do poder ou da fase das ondas de ultrassons emitidos pelos transdutores em uma matriz.

[0108] Em algumas concretizações, o interrogador inclui um ou mais de instruções para as ondas de ultrassons de orientação do feixe utilizando um ou mais transdutores, instruções para a determinação da localização relativa de uma ou mais implantáveis dispositivos, instruções para monitoração do movimento relativo de um ou mais dispositivo implantávels, instruções para gravar o movimento relativo de um ou mais dispositivos implantáveis, e instruções para deconvoluting retroespalhamento a partir de uma pluralidade de dispositivos implantáveis. Comunicação entre um dispositivo implantável e um interrogador

[0109] O dispositivo implantável e o interrogador comunicam sem fios com o outro por meio de ondas de ultrassons. O dispositivo implantável recebe ondas ultrassônicas a partir do interrogador através de um transdutor de ultrassons miniaturizado no dispositivo implantável. As vibrações de ultrassons do transdutor miniatura sobre o dispositivo implantável gerar uma tensão entre os terminais elétricos do transdutor, e a corrente flui através do dispositivo, incluindo, se estiver presente, um circuito integrado. A corrente pode ser utilizada para carregar um circuito de armazenamento de energia, o qual pode armazenar energia para ser utilizada para emitir um pulso elétrico, por exemplo, depois de receber um sinal de disparo. O sinal de disparo pode ser transmitido a partir do interrogador para que o dispositivo implantável, sinalizando que um pulso elétrico deve ser emitida. Em algumas concretizações, o sinal de disparo inclui informações sobre a pulso elétrico para ser emitida, tais como frequência, amplitude, comprimento do pulso, ou forma de pulso (por exemplo, corrente alternada, corrente contínua, ou almofada de pulsos). Um circuito digital pode decifrar o sinal de disparo e operar os eletrodos e circuito de armazenamento de electricidade para emitir o pulso.

[0110] Em algumas concretizações, retrodifusão de ultrassons é emitida a partir do dispositivo implantável, o qual pode codificar informação relacionada com o dispositivo implantável ou do pulso elétrico emitido pelo dispositivo implantável. Por exemplo, a retrodifusão de ultrassons pode codificar um sinal de verificação, o qual verifica se o pulso elétrico foi emitido. Em algumas concretizações, um dispositivo implantável é configurado para detectar um sinal eletrofisiológico, e informações sobre o sinal eletrofisiológico detectado pode ser transmitida para o interrogador pela retrodifusão de ultrassons. Para codificar sinais de ultrassons no retroespalhamento, a corrente que flui através do transdutor de ultrassons miniaturizado é modulada como uma função da informação codificada, tal como, um sinal eletrofisiológico detectado. Em algumas concretizações, a modulação da corrente pode ser um sinal analógico, que pode ser, por exemplo, diretamente modulado pelo sinal eletrofisiológico detectado. Em algumas concretizações, a modulação da corrente codifica um sinal digitalizado, que pode ser controlada por um circuito digital no circuito integrado. O retroespalhamento é recebido por um emissor-receptor de ultrassom externa (que pode ser o mesmo ou diferente a partir do emissor-receptor de ultrassom externa que transmitiu as ondas ultrassônicas iniciais). A informação do sinal eletrofisiológico pode, assim, ser codificada por mudanças na amplitude, a frequência ou a fase das ondas de ultrassom retro-espalhados.

[0111] A fig. 4 ilustra um interrogador em comunicação com um dispositivo implantável. O transceptor de ultrassons externo emite ondas de ultrassons ("ondas portadoras"), que podem passar através do tecido. As ondas portadoras causar vibrações mecânicas sobre o transdutor de ultrassons em miniatura (por exemplo, um transdutor piezoelétrico miniaturizado granel, uma PUMT, ou um CMUT). A tensão através do transdutor de ultrassons miniaturizado é gerada, o qual transmite uma corrente que flui através de um circuito integrado no dispositivo implantável. A corrente que flui através do transdutor ultrassônico miniaturizado faz com que o transdutor no dispositivo implantável para emitir ondas ultrassônicas de retrodifusão. Em algumas concretizações, um sinal eletrofisiológico detectada, quer directamente ou indirectamente (tal como, se um circuito integrado) modula a corrente que flui através do transdutor de ultrassons em miniatura, as ondas de retroespalhamento codificar a informação relativa ao sinal eletrofisiológico detectado. As ondas de retrodifusão pode ser detectada por parte do interrogador, e podem ser analisados para reconhecer o sinal eletrofisiológico detectado pelo dispositivo implantável.

[0112] A comunicação entre o interrogador e o dispositivo implantável pode utilizar um método de pulso-eco de transmissão e recepção de ondas ultrassônicas. No método de pulso-eco, o interrogador transmite uma série de pulsos de interrogação a uma frequência predeterminada, e, em seguida, recebe ecos retroespalhamento a partir do dispositivo implantado. Em algumas concretizações, os pulsos de cerca de 200 nanossegundos (ns) a cerca de 1000 ns de comprimento (tais como cerca de 300 ns a cerca de 800 ns de comprimento, cerca de 400 ns a cerca de 600 ns de comprimento, ou cerca de

540 ns de comprimento). Em algumas concretizações, os pulsos são cerca de 100 ns ou mais de comprimento (tais como cerca de 150 ns ou mais, de 200 ns ou mais, de 300 ns ou mais, de 400 ns ou mais, de 500 ns ou mais, de 540 ns ou mais, 600 ns ou mais, de 700 ns ou mais, de 800 ns ou mais, de 900 ns ou mais, 1000 ns ou mais, 1200 ns ou mais, ou 1500 ns ou mais de comprimento). Em algumas concretizações, os pulsos são cerca de 2000 ns ou menos de comprimento (tais como cerca de 1500 ns ou menos, 1200 ns ou menos, de 1000 ns ou menos, de 900 ns ou menos, de 800 ns ou menos, de 700 ns ou menos, de 600 ns ou menos, de 500 ns ou menos, de 400 ns ou menos, de 300 ns ou menos, de 200 ns ou menos, ou 150 ns ou menos de comprimento). Em algumas concretizações, os pulsos são separados por um tempo de permanência.

Em algumas concretizações, o tempo de permanência é de cerca de 100 ns ou mais de comprimento (tais como cerca de 150 ns ou mais, de 200 ns ou mais, de 300 ns ou mais, de 400 ns ou mais, de 500 ns ou mais, de 540 ns ou mais, 600 ns ou mais, de 700 ns ou mais, de 800 ns ou mais, de 900 ns ou mais, 1000 ns ou mais, 1200 ns ou mais, ou 1500 ns ou mais de comprimento). Em algumas concretizações, o tempo de permanência é de cerca de 2000 ns ou menos de comprimento (tais como, cerca de 1500 ns ou menos, 1200 ns ou menos, 1000 ns ou menor, de 900 ns ou menor, de 800 ns ou menor, de 700 ns ou menos, 600 ns ou menor, de 500 ns ou menos, de 400 ns ou menos, de 300 ns ou menos, de 200 ns ou menos, ou 150 ns ou menos de comprimento). Em algumas concretizações, os pulsos são quadrados, rectangular, triangular, em dente de serra, ou sinusoidal.

Em algumas concretizações, a saída de pulsos pode ser de dois níveis (GND e PDV), em três níveis (GND, NEG, POS), 5-nível, ou qualquer outro de nível múltiplo (por exemplo, se usando 24 bits). Em algumas concretizações, os pulsos são transmitidos continuamente pelo interrogador durante a operação.

Em algumas concretizações, quando os pulsos são continuamente transmitidos pelo interrogador uma porção dos transdutores sobre o interrogador está configurado para receber ondas ultrassônicas e uma porção dos transdutores sobre o interrogador está configurado para transmitir ondas de ultrassons.

Transdutores configurado para receber ondas ultrassônicas e transdutores configurado para transmitir ondas de ultrassons podem estar no mesmo conjunto de transdutores ou em diferentes matrizes de transdutor do interrogador.

Em algumas concretizações, um transdutor sobre o interrogador pode ser configurado para transmitir ou receber, alternativamente, as ondas ultrassônicas.

Por exemplo, um ciclo de transdutor lata entre a transmissão de um ou mais pulsos e um período de pausa.

O transdutor é configurado para transmitir as ondas ultrassônicas com a transmissão de um ou mais pulsos, e pode, então, mudar para um modo de recepção durante o período de pausa.

Em algumas concretizações, os um ou mais pulsos no ciclo inclui cerca de 1 a cerca de 10 pulsos (tais como cerca de 2 a cerca de 8, ou cerca de 4 a cerca de 7, ou cerca de 6) pulsos de ondas ultrassônicas em qualquer dado ciclo.

Em algumas concretizações, os um ou mais pulsos no ciclo inclui cerca de 1 ou mais, dois ou mais, quatro ou mais, 6 ou mais, 8 ou mais, ou 10 ou mais pulsos de ondas ultrassônicas em qualquer dado ciclo.

Em algumas concretizações, os um ou mais pulsos no ciclo inclui cerca de 20 ou menos, cerca de 15 ou menos, cerca de 10 ou menos, cerca de 8 ou menos, ou cerca de 6 ou menos pulsos no ciclo. O ciclo de pulsação pode ser repetido regularmente, por exemplo cada cerca de 50 microssegundos ([é) a cerca de 300 [is (tais como cerca de cada 75 [é a cerca de 200 [é, ou a cada cerca de 100 [is) durante a operação. Em algumas concretizações, o ciclo é colhido a cada 50 [é ou mais, cada 100 [é ou mais, cada 150 [é ou mais, por cada 200 [é ou mais, cada 250 [é ou mais, ou todos os 300 [é ou mais. Em algumas concretizações, o ciclo repete-se a cada 300 [é ou mais cedo, a cada 250 [é ou mais cedo, a cada 200 [é ou mais cedo, a cada 150 [é ou mais cedo, ou a cada 100 [é ou mais cedo. A frequência do ciclo pode definir, por exemplo, com base na distância entre o interrogador e o dispositivo implantável e / ou a velocidade com a qual o transdutor pode alternar entre o transmissor e modos que recebem.

[0113] A fig. 5 ilustra um ciclo de comunicação ultrassônica de pulso-eco entre o interrogador e o dispositivo implantável. FIG. 5A mostra uma série de ciclos de pulsos com uma frequência de cada 100 microssegundos. Durante a transmissão dos pulsos, os transdutores do conjunto estão configurados para transmitir as ondas ultrassônicas. Depois dos pulsos são transmitidos, os transdutores são configurados para receber as ondas de ultrassom retroespalhadas. A FIG. 5B mostra uma vista de zoom-in de um ciclo, que mostra seis pulsos de ondas ultra-sônicas, com uma frequência de cada 540 nanossegundos. ondas ultra-sônicas retroespalhadas detectados pelo interrogador são mostrados na

FIG. 5C, uma vista com zoom-in de um único pulso mostrada na FIG. 5D.

Como mostrado na FIG. 5D, a retrodifusão de ultrassons recebido a partir do dispositivo implantável pode ser analisado, o que pode incluir a filtragem (por exemplo, para remover o decaimento da onda) das ondas retroespalhadas, rectificação das ondas retroespalhadas, e integrando as ondas para determinar os dados codificados pelas ondas.

Em algumas concretizações, as ondas de retroespalhamento são analisados usando um algoritmo de aprendizagem de máquina.

FIG. 5E mostra uma versão ampliada das ondas retroespalhadas filtrados.

A onda retroespalhamento mostrado na FIG. 5E inclui quatro regiões distintas correspondendo a reflexões que derivam de fronteiras mecânicas: (1) a reflexão a partir do material biocompatível que encapsula o dispositivo implantável; (2) reflexão a partir da superfície superior do transdutor de ultrassons miniaturizada; (3) reflexão a partir do limite entre a placa de circuito impresso e o transdutor de ultrassons miniaturizada; e (4) a reflexão a partir da parte de trás da placa de circuito impresso.

A amplitude das ondas de retroespalhamento reflectida a partir da superfície do transdutor miniaturizado alterada como uma função de alterações na impedância da corrente que flui através do transdutor de ultrassons miniaturizado, e pode ser referida como a "retrodifusão responsiva" uma vez que esta region da retrodifusão pode codificar a informação transmitida a partir do dispositivo de ultrassons para o interrogador.

As outras regiões do retroespalhamento de ultrassons podem ser referidas como "retrodifusão não-responsiva" e são úteis na determinação da posição do dispositivo implantável, o movimento do dispositivo implantável, e / ou as mudanças de temperatura proximal ao dispositivo implantável, tal como, explicado abaixo. Em algumas concretizações, o dispositivo compreende ainda um reflector não-responsivo. Em algumas concretizações, o reflector não-responsivo é um cubo. Em algumas concretizações, o refletor não-responsivo compreende silício. Em algumas concretizações, o reflector não- responsivo é uma superfície de material rígido. O reflector não-responsivo está ligado ao dispositivo implantável, mas electricamente isolado, e pode reflectir ondas de ultrassons que não são sensíveis a alterações na impedância de corrente.

[0114] A frequência das ondas ultrassônicas transmitidas pelo transdutor podem ser definidas de acordo com a frequência de excitação, ou frequência de ressonância do transdutor de ultrassons miniaturizado no dispositivo implantável. Em algumas concretizações, os transdutores ultra-miniaturizados são dispositivos de banda larga. Em algumas concretizações, os transdutores ultrassônicos são miniaturizados estreito banda. Por exemplo, em algumas concretizações da frequência dos pulsos é entre cerca de 20% ou menos, dentro de cerca de 15% ou menos, dentro de cerca de 10% ou menos, dentro de cerca de 5% ou menos da frequência de ressonância do transdutor de ultrassons miniaturizado. Em algumas concretizações, os pulsos são ajustados a uma frequência sobre a frequência de ressonância do transdutor de ultrassons miniaturizado. Em algumas concretizações, a frequência das ondas de ultrassons é entre cerca de 100 kHz e cerca de 100 MHz (tal como, entre cerca de 100 kHz e cerca de 200 kHz, entre cerca de 200 kHz e cerca de 500 kHz, entre cerca de 500 kHz e cerca de 1 MHz, entre cerca de 1 MHz e cerca de 5 MHz, entre cerca de 5 MHz e cerca de 10 MHz, entre cerca de 10 MHz e cerca de 25 MHz, entre cerca de 25 MHz e cerca de 50 MHz, ou entre cerca de 50 MHz e cerca de 100 MHz). Em algumas concretizações, a frequência das ondas de ultrassons é de cerca de 100 kHz ou mais, cerca de 200 kHz ou mais, cerca de 500 kHz ou mais, cerca de 1 MHz ou superior, cerca de 5 MHz ou superior, cerca de 10 MHz ou superior, cerca de 25 MHz ou maior, ou cerca de 50 MHz ou mais.

Em algumas concretizações, a frequência das ondas de ultrassons é de cerca de 100 MHz ou inferior, cerca de 50 MHz ou inferior, cerca de 25 MHz ou inferior, cerca de 10 MHz ou inferior, cerca de 5 MHz ou inferior, cerca de 1 MHz ou inferior, cerca de 500 kHz ou inferior, ou cerca de 200 kHz ou inferior.

Maior frequência permite um transdutor de ultrassom miniaturizados menor no dispositivo implantável.

No entanto, maior frequência também limita a profundidade de comunicação entre o transdutor de ultrassons e o dispositivo implantável.

Em algumas concretizações, o dispositivo implantável e o transdutor de ultrassons são separados por cerca de 0,1 cm a cerca de 15 cm (tais como cerca de 0,5 cm a cerca de 10 cm, ou cerca de 1 cm a cerca de 5 cm). Em algumas concretizações, o dispositivo implantável e o transdutor de ultrassons são separados por cerca de 0,1 cm ou mais, cerca de 0,2 cm ou mais, cerca de 0,5 cm ou mais, cerca de 1 cm ou mais, cerca de 2,5 cm ou mais, cerca de 5 cm ou mais, cerca de 10 cm ou mais, ou cerca de 15 cm ou mais.

Em algumas concretizações, o dispositivo implantável e o transdutor de ultrassons são separados por cerca de 20 cm ou menos, cerca de 15 cm ou menos, cerca de 10 cm ou menos, cerca de 5 cm ou menos, cerca de 2,5 cm ou menos, cerca de 1 cm ou menos, ou cerca de 0,5 cm ou menos.

[0115] Em algumas concretizações, o ultrassom retro- espalhado é digitalizado pelo dispositivo implantável. Por exemplo, o dispositivo implantável pode incluir um osciloscópio ou analógico-em-digital (ADC) e / ou uma memória, a qual pode codificar digitalmente informação em flutuações de corrente (ou de impedância). As flutuações de corrente digitalizados, que podem codificam informações, são recebidas pelo transdutor de ultrassons, que, em seguida, transmite ondas acústicas digitalizados. Os dados digitalizados pode comprimir os dados analógicos, por exemplo, utilizando a decomposição do singular valor (SVD) e mínimos quadrados à base de compressão. Em algumas concretizações, a compressão é realizada por um algoritmo de detecção de correlação ou almofada. O sinal de retroespalhamento podem ir através de uma série de transformação não linear, tal como, 4 th ordem Butterworth filtro passa-banda integração rectificação de regiões de retrodifusão para gerar um ponto de dados reconstrução num único instante de tempo. Tais transformações podem ser feitas tanto em hardware (isto é, codificados) ou em software.

[0116] Em algumas concretizações, os dados digitalizados pode incluir um identificador único. O identificador exclusivo pode ser útil, por exemplo, em um sistema que compreende uma pluralidade de dispositivos implantáveis e / ou um dispositivo implantável que compreende uma pluralidade de pares de eletrodos. Por exemplo, o identificador exclusivo pode identificar o dispositivo implantável, de origem quando a partir de uma pluralidade de dispositivos implantáveis, por exemplo, quando a transmissão de informação a partir do dispositivo implantável (tal como, um sinal de confirmação). Em algumas concretizações, um dispositivo implantável compreende uma pluralidade de pares de eletrodos, que podem, simultaneamente, ou em alternativa emitir um pulso elétrico por um único dispositivo implantável. Diferentes pares de eletrodos, por exemplo, pode ser configurado para emitir um pulso elétrico em diferentes tecidos (por exemplo, diferentes nervos ou músculos diferentes) ou em diferentes regiões do mesmo tecido. O circuito digitalizado pode codificar um identificador único para identificar e / ou verificar que os pares de eletrodos emitido o pulso elétrico.

[0117] Em algumas concretizações, o sinal digitalizado comprime o tamanho do sinal analógico. O tamanho reduzido do sinal digitalizado pode permitir relatórios mais eficiente de informação codificada na retrodifusão de ultrassons. Ao comprimir o tamanho das informações transmitidas através da digitalização, potencialmente sinais de sobreposição pode ser transmitido com precisão.

[0118] Em algumas concretizações, um interrogador comunica com uma pluralidade de dispositivos implantáveis. Isto pode ser realizado, por exemplo, utilizando-múltiplo de entrada, de saída múltipla (MIMO) a teoria do sistema. Por exemplo, a comunicação entre o interrogador e a pluralidade de dispositivos implantáveis, utilizando multiplexagem por divisão de tempo, de multiplexagem espacial, ou multiplexagem de frequência. Em algumas concretizações, dois ou mais (tal como, 3, 4, 5, 6, 7, 8, 9, 10, 12 ou mais, cerca de 15 ou mais, cerca de 20 ou mais, cerca de 25 ou mais, cerca de 50 ou mais, ou cerca de 100 ou mais) dispositivos implantáveis comunicar com o interrogador. Em algumas concretizações, cerca de 200 ou menos dispositivos implantáveis (tais como cerca de 150 ou menos, cerca de 100 ou menos, cerca de 50 ou menos, cerca de 25 ou menos, cerca de 20 ou menos, cerca de 15 ou menos, cerca de 12 ou menos, ou cerca de 10 ou menos dispositivos implantáveis) estão em comunicação com o interrogador. O interrogador pode receber um retroespalhamento combinados a partir da pluralidade dos dispositivos implantáveis, que pode ser deconvoluídos, extraindo assim a informação a partir de cada dispositivo implantável. Em algumas concretizações, interrogador centra as ondas ultrassônicas transmitidos a partir de um conjunto de transdutores a um dispositivo implantável, nomeadamente através de condução de feixe. O interrogador centra as ondas ultrassônicas transmitidos a um primeiro dispositivo implantável, recebe retroespalhamento a partir do primeiro dispositivo implantável, concentra-se ondas de ultrassons transmitido a um segundo dispositivo implantável, e recebe retroespalhamento a partir do segundo dispositivo implantável. Em algumas concretizações, o interrogador transmite ondas ultrassônicas a uma pluralidade de dispositivos implantáveis, e, em seguida, recebe ondas de ultrassons a partir da pluralidade de dispositivos implantáveis.

[0119] Em algumas concretizações, o interrogador é usado para determinar a localização ou a velocidade do dispositivo implantável. Velocidade pode ser determinada, por exemplo, através da determinação da posição ou o movimento de um dispositivo ao longo de um período de tempo. A localização do dispositivo implantável pode ser um local relativo, tal como, a localização relativa nos transdutores sobre o interrogador. O conhecimento da localização ou o movimento do dispositivo implantável permite que o conhecimento da localização precisa do sinal eletrofisiológico detectado no tecido. Ao determinar a localização do dispositivo implantável e associando o local com o sinal eletrofisiológico detectado, é possível caracterizar ou monitorar o tecido em um ponto mais localizada. Uma pluralidade de transdutores sobre o interrogador, que pode ser disposta sobre o mesmo conjunto de transdutores ou duas ou mais matrizes de transdutor diferentes, pode recolher ondas ultrassônicas de retroespalhamento a partir de um dispositivo implantável. Com base nas diferenças entre a forma de onda de retrodifusão proveniente do mesmo dispositivo implantável e a localização conhecida de cada transdutor, pode ser determinada a posição do dispositivo implantável. Isto pode ser feito, por exemplo, por triangulação, ou pelo agrupamento e probabilidade máxima. As diferenças na retrodifusão pode ser baseado em ondas responsivos retroespalhamento, ondas de retroespalhamento que não respondem, ou uma combinação dos mesmos.

[0120] Em algumas concretizações, o interrogador é usado para controlar o movimento do dispositivo implantável. O movimento do dispositivo implantável que pode ser rastreado pelo interrogador inclui o movimento lateral e angular. Tal movimento pode surgir, por exemplo, devido ao movimento de um ou mais órgãos tais como o fígado, estômago, intestino delgado ou grosso, rim, pâncreas, vesícula biliar, bexiga, ovários, útero, ou do baço, ossos ou cartilagens (que pode ser resultado, por exemplo, da respiração ou o movimento do sujeito), ou variações no fluxo sanguíneo (tal como, devido a um pulso). O movimento do dispositivo implantável pode ser rastreado, por exemplo, por monitorização das mudanças nas ondas de ultrassons não-responsivos. Em algumas concretizações, o movimento do dispositivo implantável é determinado comparando a localização relativa do dispositivo implantável num primeiro ponto de tempo para a localização relativa do dispositivo implantável num segundo ponto de tempo. Por exemplo, tal como, descrito acima, a localização de um dispositivo implantável pode ser determinada utilizando uma pluralidade de transdutores em que o interrogador (que pode estar numa única matriz ou em duas ou mais matrizes). Uma primeira localização do dispositivo implantável pode ser determinada num primeiro ponto de tempo, e um segundo local do dispositivo implantável pode ser determinada num segundo ponto de tempo, e um vector de movimento pode ser determinada com base na primeira localização no primeiro ponto temporal eo segundo local no segundo ponto de tempo. Dispositivo implantável

[0121] Um dispositivo implantável, configurado para emitir um pulso elétrico incluido inclui um transdutor de ultrassons miniaturizado (tal como, um transdutor miniaturizado piezoelétrico, um capacitivo transdutor de ultrassons de micro-maquinado (CMUT), ou um transdutor de ultrassons micro-maquinado piezoelétrico (PMUT)) configurado para receber ondas ultrassônicas que alimentam o dispositivo implantável, um circuito de alimentação que compreende um circuito de armazenamento de energia, e dois ou mais eletrodos configurados para engatar um tecido e emitir um pulso elétrico. Em algumas concretizações, as ondas ultrassônicas codificar um sinal de disparo. O dispositivo implantável é configurado para emitir o pulso elétrico após a recepção do sinal do disparador. Em algumas concretizações, o dispositivo implantável inclui um circuito integrado. O circuito integrado pode incluir, por exemplo, o circuito de potência e um circuito digital. O circuito digital ou um circuito integrado de sinal misto pode activar o circuito de alimentação e os eletrodos de sinal de emissão do pulso elétrico. Em algumas concretizações, por exemplo quando o dispositivo implantável é configurado para emitir informação de ultrassons retroespalhamento codificação, o circuito integrado pode incluir um circuito de modulação, que pode ser operado pelo circuito digital.

[0122] O dispositivo implantável pode envolver o tecido para aplicar um pulso elétrico para o tecido. Em algumas concretizações, os eletrodos são colocados no interior, colocada sobre, colocada perto, ou em comunicação elétrica com o tecido a ser estimulado. Em algumas concretizações, os eletrodos são posicionados em contacto com o tecido. O tecido pode ser, por exemplo, tecido nervoso, tecido muscular, ou de um órgão. Por exemplo, o tecido nervoso possa ser tecido nervoso do sistema nervoso central (tais como o cérebro ou da medula espinal), ou tecido nervoso do sistema nervoso periférico (por exemplo, um nervo). O tecido muscular pode ser, por exemplo, músculo esquelético, músculo cardíaco ou do músculo liso. Em algumas concretizações, o pulso elétrico estimula um potencial de acção no tecido. Em algumas concretizações, os blocos de pulsos elétricos um potencial de acção em um tecido.

[0123] Em algumas concretizações, o pulso elétrico emitido pelo dispositivo implantável é um pulso de corrente contínua ou um pulso de corrente alternada. Em algumas concretizações, o pulso eltrico compreende uma pluralidade de pulsos, que podem ser separados por um tempo de permanência. Em algumas concretizações, o pulso elétrico é de cerca de 1 microssegundo (μβ) ou mais (tal como, cerca de 5 ou mais, cerca de 10 ou mais, cerca de 20 μβ ou mais, cerca de 50 μβ ou mais, cerca de 100 μβ ou mais, cerca de 250 μβ ou mais, cerca de 500 μβ ou mais, cerca de 1 milissegundo (ms) ou mais, cerca de 5 ms ou mais, cerca de 10 ms ou mais, cerca de 25 ms ou mais, cerca de 50 ms ou mais, cerca de 100 ms ou mais, cerca de 200 ms ou mais, ou cerca de 500 ms ou mais). Em algumas concretizações, o pulso elétrico é de cerca de

1.000 ms ou mais curto (tal como, cerca de 500 ms ou mais curto, cerca de 200 ms ou mais curtos, com cerca de 100 ms ou mais curtos, ou cerca de 50 ms, ou mais curtos, cerca de 25 ms ou mais curtos, cerca de 10 ms ou mais curto, cerca de 5 ms ou mais curtos, cerca de 1 ms ou mais curtos, cerca de 500 μβ ou mais curtos, cerca de 250 μβ ou mais curtos, cerca de 100 μβ ou mais curtos, cerca de 50 μβ ou mais curtos, cerca de 20 μβ ou mais curtos, cerca de 10 μβ ou mais curtos , ou cerca de 5 μβ ou mais curto). Em algumas concretizações, o tempo de permanência é de cerca de 1 microssegundo (μβ) ou mais (tal como, cerca de 5 μβ ou mais, cerca de 10 μβ ou mais, cerca de 20 μβ ou mais, cerca de 50 μβ ou mais, cerca de 100 μβ ou mais, sobre 250 μβ ou mais, cerca de 500 μβ ou mais, cerca de 1 milissegundo (ms) ou mais, cerca de 5 ms ou mais, cerca de 10 ms ou mais, cerca de 25 ms ou mais, ou cerca de 50 ms ou mais). Em algumas concretizações, o tempo de permanência é de cerca de 100 ms ou mais curto (tal como, cerca de 50 ms ou mais curto, cerca de 25 ms ou mais curtos, cerca de 10 ms ou mais curtos, cerca de 5 ms ou mais curtos, cerca de 1 ms ou mais curtos, cerca de 500 μβ ou mais curto, cerca de 250 μβ ou mais curto, cerca de 100 μβ ou mais curto, cerca de 50 μβ ou mais curto, cerca de 20 μβ ou mais curto, cerca de 10 μβ ou mais curto, ou cerca de 5 μβ ou mais curto).

[0124] Em algumas concretizações, o pulso elétrico é de cerca de 1 microamp (μΑ) ou mais (tal como, cerca de 5 μΑ ou mais, cerca de 10 μΑ ou mais, cerca de 25 μΑ ou mais, cerca de 50 μΑ ou mais, cerca de 100 μΑ ou mais, cerca de 250 μΑ ou mais, cerca de 500 μΑ ou mais, cerca de 1 miliampere (mA) ou mais, cerca de 5 mA ou mais, cerca de 10 mA ou mais, ou cerca de 25 mA ou mais). Em algumas concretizações, o pulso elétrico é de cerca de 50 mA ou menos (tal como, cerca de 25 mA ou menos, cerca de 10 mA ou menos, cerca de 5 mA ou menos, cerca de 1 mA ou menos, cerca de 500 μΑ ou menos, cerca de 250 μΑ ou menos, cerca de 100 μΑ ou menos, cerca de 50 μΑ ou menos, cerca de 25 μΑ ou menos, cerca de 10 μΑ ou menos, cerca de 5 μΑ ou menos, ou cerca de 1 μΑ ou menos.

[0125] Em algumas concretizações, o pulso elétrico tem uma frequência corrente de cerca de 0,1 Hz ou mais (tal como,

cerca de 0,5 Hz ou mais, cerca de 1 Hz ou mais, cerca de 5 Hz ou mais, cerca de 10 Hz ou mais, cerca de 25 Hz ou mais, cerca de 50 Hz ou mais, cerca de 100 Hz ou mais, cerca de 200 Hz ou mais, cerca de 300 Hz ou mais, cerca de 400 Hz ou mais, cerca de 500 Hz ou mais de cerca de 600 Hz ou mais, cerca de 700 Hz ou mais, cerca de 800 Hz ou mais, cerca de 1 kHz ou mais, cerca de 2 kHz ou mais, ou cerca de 5 kHz ou mais). Em algumas concretizações, o pulso elétrico tem uma frequência actual de cerca de 10 kHz ou menos (tal como, cerca de 5 kHz ou menos, cerca de 2 kHz ou menos, cerca de 1 kHz ou menos, cerca de 800 Hz ou inferior, cerca de 700 Hz ou menos, cerca de 600 Hz ou inferior, cerca de 500 Hz ou inferior, cerca de 400 Hz ou inferior, cerca de 300 Hz ou inferior, cerca de 200 Hz ou inferior, cerca de 100 Hz ou menos, cerca de 50 Hz ou menos, cerca de 25 Hz ou menos, cerca de 10 Hz ou menos, cerca de 5 Hz ou menos, cerca de 1 Hz ou menos, ou cerca de 0,5 ou menos Hz).

[0126] Em algumas concretizações, o dispositivo implantável gera um pulso de tensão no tecido. Em algumas concretizações, a tensão é de cerca de 50 mV ou mais (tal como, cerca de 100 mV ou mais, cerca de 250 mV ou mais, cerca de 500 mV ou mais de cerca de 1 V ou mais, cerca de 2,5 V ou mais, cerca de 5 V ou mais, ou cerca de 10 V ou mais). Em algumas concretizações, a tensão é de cerca de 20 V ou menos (tal como, cerca de 15 V ou menos, cerca de 10 V ou menos, cerca de 5 V ou menos, cerca de 2,5 V ou menos, cerca de 1 V ou menos, cerca de 500 mV ou menos, cerca de 250 mV ou menos, ou cerca de 100 mV ou menos).

[0127] Em algumas concretizações, o dispositivo implantável compreende uma pluralidade de eletrodos. Em algumas concretizações, os eletrodos são emparelhados. pares de eletrodos podem ser formados a partir de dois eletrodos; assim, um dispositivo implantável com três eletrodos pode ter três pares de eletrodos. O sinal eletrofisiológico pode ser detectado entre os eletrodos dos pares de eletrodos. Em algumas concretizações, o dispositivo implantável compreende 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8, 9, 10 ou mais, ou 15 ou mais pares de eletrodos. Em algumas concretizações, o dispositivo implantável compreende 2, 3, 5, 6, 7, 8, 9, 10 ou mais eletrodos. Em algumas concretizações, o dispositivo implantável inclui um número par de eletrodos, e em algumas concretizações o dispositivo implantável inclui um número ímpar de eletrodos. Em algumas concretizações, o dispositivo implantável inclui um multiplexador, que podem seleccionar os eletrodos no par de eletrodos para emitir o pulso elétrico.

[0128] Duas ou mais interface de eletrodos com (ou engatam) no tecido (por exemplo, tecido nervoso ou tecido muscular). Os eletrodos não precisam ser linearmente colocados ao longo do tecido. Por exemplo, os eletrodos podem envolver um nervo ao longo de um eixo transversal em relação ao nervo, que pode emitir um pulso elétrico na direcção transversal. Dois ou mais eletrodos podem envolver um nervo ao longo do eixo transversal em qualquer ângulo, tal como, directamente oposto (isto é, 180 °), ou menos do que 180 ° (tal como, cerca de 170 ° ou menos, cerca de 160 ° ou menos, cerca de 150 ° ou menos, cerca de 140 ° ou menos, cerca de 130 ° ou menos, cerca de 120 ° ou menos, cerca de 110 ° ou menos, cerca de 100 ° ou menos, cerca de 90 ° ou menos, cerca de 80 ° ou menos, cerca de 70 ° ou menos , cerca de 60 ° ou menos, cerca de 50 ° ou menos, cerca de 40 ° ou menos, ou cerca de 30 ° ou menos).

[0129] Em algumas concretizações, os eletrodos de um par de eletrodos está separado por cerca de 5 mm ou menos (tal como, cerca de 4 mm ou menos, cerca de 3 mm ou menos, cerca de 2 mm ou menos, cerca de 1,5 mm ou menos, cerca de 1 mm ou menos, ou cerca de 0,5 mm ou menos). Em algumas concretizações, os eletrodos do par de eletrodos estão separado por cerca de 0,5 mm ou mais (tal como, cerca de 1 mm ou mais, cerca de 1,5 mm ou mais, cerca de 2 mm ou mais, cerca de 3 mm ou mais, ou cerca de 4 ou mais. Em algumas concretizações, os eletrodos são separados por cerca de 0,5 mm a cerca de 1 mm, cerca de 1 mm a cerca de 1,5 mm, cerca de 1,5 mm a cerca de 2 mm, a cerca de 2 mm a cerca de 3 mm, cerca de 3 mm a cerca de 4 mm, ou cerca de 4 mm a cerca de 5 mm.

[0130] Em algumas concretizações, o dispositivo implantável inclui um circuito de potência, o qual inclui um circuito de armazenamento de energia. O circuito de armazenamento de energia pode incluir um ou mais capacitores. A energia das ondas de ultrassom é convertida em uma corrente pelo transdutor de ultrassons miniaturizados, e podem ser armazenadas no circuito de armazenamento de energia. A energia pode ser usada para operar o dispositivo implantável, tal como, o fornecimento de energia ao circuito digital ou um ou mais amplificadores, ou pode ser utilizado para gerar o pulso elétrico utilizado para estimular o tecido. Em algumas concretizações, o circuito de alimentação inclui ainda, por exemplo, um retificador e / ou uma bomba de carga.

[0131] Em algumas concretizações, o circuito integrado inclui um ou mais circuitos digitais ou de sinal misto circuitos integrados, a qual pode incluir uma memória e um ou mais blocos de circuitos ou sistemas para a utilização do dispositivo implantável. Estes sistemas podem incluir, por exemplo, um microcontrolador ou processador de bordo, uma implementação de máquina de estado finito ou circuitos digitais capazes de executar um ou mais programas armazenados no implante ou fornecidas por meio de comunicação de ultrassons entre o interrogador e um dispositivo implantável. Em algumas concretizações, o circuito digital inclui um conversor analógico-para-digital (ADC), que pode converter um sinal analógico codificado nas ondas de ultrassons emitidos a partir do interrogador para que o sinal pode ser processado pelo circuito digital. O circuito digital pode também operar o circuito de potência, por exemplo, para gerar o pulso elétrico para estimular o tecido. Em algumas concretizações, o circuito digital recebe o sinal de disparo codificados nas ondas de ultrassons transmitidos por parte do interrogador, e opera o circuito de alimentação para descarregar o pulso elétrico em resposta ao sinal de disparo.

[0132] Em algumas concretizações, o dispositivo implantável emite retroespalhamento de ultrassons que codifica a informação. O retroespalhamento de ultrassons pode ser recebido pelo interrogador, por exemplo, e decifrado para determinar a informação codificada. A informação pode ser codificada utilizando um circuito de modulação (ou "circuito de retrodifusão"). O circuito de modulação pode modular a corrente que flui através do transdutor de ultrassons miniaturizado, que modula a retrodifusão de ultrassons.

Em algumas concretizações, o circuito de modulação é operado por um circuito digital, a qual pode codificar um sinal digitalizado transmitido ao circuito de modulação, o qual transmite o sinal digitalizado ao transdutor de ultrassons que codifica, assim, a informação digitalizada no retroespalhamento de ultrassons.

O circuito de modulação (ou "circuito de retrodifusão) inclui um interruptor, tal como, um interruptor on / off, ou um transistor de efeito de campo (FET). Uma FET exemplicicativo que pode ser usada com algumas concretizações do dispositivo implantável é um metal-óxidos semicondutor transistor de efeito de campo (MOSFET). O circuito de modulação pode alterar a impedância de uma corrente que flui através do transdutor de ultrassons em miniatura, e a variação na corrente que flui através do transdutor codifica o sinal eletrofisiológico. em algumas concretizações, a informação codificada na retrodifusão de ultrassons inclui um identificador único para o dispositivo implantável.

Isto pode ser útil, por exemplo, para assegurar que o interrogador se encontra em comunicação com o dispositivo implantável correcta quando uma pluralidade de dispositivos implantáveis é implantada no assunto. em algumas concretizações, a informação codificada nos ultrassons retroespalhamento inclui um sinal de verificação que verifica um pulso elétrico foi emitida pelo dispositivo implantável.

Em algumas concretizações, a informação codificada na retrodifusão ultrassônico inclui uma quantidade de energia armazenada ou uma tensão no circuito de armazenamento de energia (ou um ou mais condensadores em circuito de armazenamento de energia). Em algumas concretizações, a informação codificada na retrodifusão ultrassônico inclui uma impedância detectada. Alterações na medição da impedância pode identificar tecidos de cicatrização ou degradação dos eletrodos ao longo do tempo.

[0133] A fig. 6 ilustra uma concretização de um transdutor de ultrassons miniaturizado (identificado como o "piezo") ligado a um ASIC. O ASIC inclui um circuito de potência e um circuito de modulação opcional (ou "circuito de retrodifusão"). O circuito de potência inclui um condensador de armazenagem de energia ("cap"). Além disso, o dispositivo implantável inclui um circuito de estimulação (por exemplo, um circuito digital), o qual pode activar o circuito de alimentação e os eletrodos, os quais são implantados no ou posicionado contra o tecido a ser estimulado.

[0134] A fig. 7 ilustra uma concretização de um dispositivo implantável, configurado para emitir um pulso elétrico. O dispositivo implantável inclui um transdutor miniatura de ultrassons, um circuito de potência que inclui um circuito de armazenamento de energia (que pode incluir um ou mais condensadores ("cap"), um circuito de circuito ou de multi-sinal digital integrado, e um par de eletrodos. O transdutor de ultrassons está ligado ao circuito de potência, o que permite que a energia a partir das ondas de ultrassom para ser armazenada no circuito de armazenamento de energia. o circuito de alimentação está ligado ao circuito digital ou multi-sinal do circuito integrado de modo a que o circuito de circuito digital ou multi-sinal integrado pode operar o circuito de potência. o circuito de circuito digital ou multi-sinal integrado é também ligado ao transdutor de ultrassons. Quando um sinal de disparo é codificado em ondas de ultrassons recebidos pelo transdutor de ultrassons, o circuito de circuito digital ou multi-sinal integrado pode detectar o gatilho sinal. o circuito de circuito digital ou multi-sinal integrado pode então operar o circuito de alimentação para liberar a energia armazenada no cir energia cuit, emitindo, assim, um pulso elétrico utilizando os eletrodos.

[0135] O dispositivo implantávels são miniaturizados, que permite a implantação confortável e de longo prazo, enquanto que limita a inflamação do tecido que está muitas vezes associada com dispositivos implantáveis. O corpo forma o núcleo do dispositivo implantável miniaturizado (por exemplo, o transdutor de ultrassom e o circuito integrado), e o ramo de eletrodos a partir do corpo e envolver o tecido para fornecer um pulso elétrico para estimular o tecido. Em algumas concretizações, a dimensão mais longa do dispositivo implantável ou do corpo do dispositivo implantável é cerca de 5 mm ou menos, cerca de 4 mm ou menos, cerca de 3 mm ou menos, cerca de 2 mm ou menos, cerca de 1 mm ou menos, sobre 0,5 mm ou menos, ou cerca de 0,3 mm ou menos de comprimento. Em algumas concretizações, a dimensão mais longa do dispositivo implantável ou corpo do dispositivo implantável é cerca de 0,2 mm ou mais, cerca de 0,5 mm ou mais, cerca de 1 mm ou mais, cerca de 2 mm ou mais, ou cerca de 3 mm ou maiores na dimensão mais longa do dispositivo. Em algumas concretizações, a dimensão mais longa do dispositivo implantável ou do corpo do dispositivo implantável é cerca de 0,2 mm a cerca de 5 mm de comprimento, cerca de 0,3 mm a cerca de 4 mm de comprimento, cerca de 0,5 mm a cerca de 3 mm de comprimento, sobre 1 mm a cerca de 3 mm de comprimento, ou cerca de 2 mm de comprimento.

[0136] Em algumas concretizações, um ou mais dos eletrodos são sobre o corpo do dispositivo, por exemplo uma almofada sobre o corpo do dispositivo. Em algumas concretizações, um ou mais dos eletrodos estender-se desde o corpo do dispositivo implantável, a qualquer comprimento desejado, e pode ser implantado em qualquer profundidade dentro do tecido. Em algumas concretizações, um eletrodo é cerca de 0,1 mm em comprimento ou mais, tal como, cerca de 0,2 mm ou mais, cerca de 0,5 mm ou mais, cerca de 1 mm de comprimento ou mais, cerca de 5 mm de comprimento ou mais, ou cerca de 10 mm de comprimento ou mais. Em algumas concretizações, os eletrodos são de cerca de 15 mm ou menos, em comprimento, tal como, cerca de 10 mm ou menos, cerca de 5 mm ou menos, cerca de 1 mm ou menos, ou cerca de 0,5 mm ou menos de comprimento. Em algumas concretizações, o primeiro eletrodo é colocado no corpo do dispositivo implantável e o segundo eltrodo se estende a partir do corpo do dispositivo implantável.

[0137] Em algumas concretizações, o dispositivo implantável tem um volume de cerca de 5 mm ou menos (tal como, cerca de 4 mm ou menos 3, 3 mm 3 ou menos, 2 mm, 3 ou menos, ou 1 mm3 ou inferior). Em certas concretizações, o dispositivo implantável tem um volume de cerca de 0,5 mm de 3 a cerca de 5 mm 3, cerca de 1 mm de 3 a cerca de 5 mm3, cerca de 2 mm 3 a cerca de 5 mm3, cerca de 3 mm de 3 a cerca de 5 mm 3 , ou cerca de 4 mm de 3 a cerca de 5 mm. O tamanho reduzido do dispositivo implantável permite a implantação do dispositivo utilizando uma agulha de biopsia.

[0138] Em algumas concretizações, o dispositivo implantável é implantado num sujeito. O sujeito pode ser, por exemplo, um animal vertebrado, tal como, um mamífero. Em algumas modalidades, o sujeito é um ser humano, cão, gato, cavalo, vaca, porco, ovelha, cabra, galinha, macaco, rato ou camundongo.

[0139] Em algumas concretizações, o dispositivo implantável ou uma porção do dispositivo implantável (tal como, o transdutor de ultrassons miniaturizado e o circuito integrado) está encapsulado por um material biocompatível (por exemplo, um polímero biocompatível), por exemplo um copolímero de N-vinil-2-pirrolidinona (NVP) e N- butilmetacrilato (BMA), polidimetilsiloxano (PDMS), parileno, poliimida, nitreto de silício, dióxido de silício, carboneto de silício, óxido de alumínio, nióbio, ou hidroxiapatita. O carboneto de silício pode ser carboneto de silício amorfo ou carboneto de silício cristalino. O material biocompativel é de preferência impermeável à água para evitar danos ou interferências de circuitos electrónicos dentro do dispositivo. Em algumas concretizações, o dispositivo implantável ou uma porção do dispositivo implantável é encapsulado por um material cerâmico (por exemplo, alumina ou óxido de titânio) ou um metal (por exemplo, aço ou titânio). Em algumas concretizações, os eletrodos ou uma porção dos eletrodos não são encapsulados pelo material biocompatível.

[0140] Em algumas concretizações, o transdutor de ultrassons miniaturizado e o ASIC está disposta sobre uma placa de circuito impresso (PCB). Os eletrodos podem ser, opcionalmente, dispostos na placa de circuito impresso, ou pode de outro modo ser ligado ao circuito integrado. FIG. 8 A e 8B ilustram configurações exemplificativas do dispositivo implantável incluindo um PCB. FIG. 8 A mostra o transdutor piezoeltrico 802 e um ASIC 804 disposta num primeiro lado 806 da placa de circuito impresso 808. Um primeiro eletrodo 810 e um segundo eletrodo 812 está disposta sobre um segundo lado 814 da placa de circuito impresso 808. A FIG. 8B semeia o transdutor piezoeltrico 814 num primeiro lado 816 da placa de circuito impresso 818, e o ASIC 820 no segundo lado 822 da placa de circuito impresso 818. Um primeiro eletrodo 824 iniciados no primeiro lado 816 da placa de circuito impresso, e um segundo eletrodo 826 é inicia no segundo lado 822 da placa de circuito impresso 818. o primeiro eletrodo 824 e o segundo eletrodo 826 pode estender-se desde o PCB 818 para ser configurado para estar em ligação elétrica com o outro através do tecido.

[0141] O transdutor de ultrassons miniaturizado do dispositivo implantável pode ser um transdutor de ultrassons de micro-maquinado, tal como, um transdutor capacitivo micro- maquinado de ultrassons (CMUT) ou um transdutor piezoelétrico de micro-maquinado de ultrassons (PMUT), ou pode ser um transdutor piezoelétrico grandes quantidades. Transdutores piezoelétricos a granel pode ser qualquer material natural ou sintético, tal como, um cristal, cerâmica ou polímeros. Materiais transdutores piezoelétricos granel exemplicicativoes incluem titanato de bário (BaTi03), titanato zirconato de chumbo (PZT), óxido de zinco (ZO), nitreto de alumínio (A1N), quartzo, berlinite (AlPO4), topázio, langasite (La3Ga5SiO14), gálio ortofosfato (GaP04), niobato de lítio (LiNb03), tântalo lítio (LiTa03), niobato de potássio (KNb03), tungstato de sódio (Na2W03), ferrita de bismuto (BiFe03), polivinilideno (di) fluoreto de vinilideno (PVDF), e magnésio, chumbo titanato de niobato de chumbo (PMN-PT).

[0142] Em algumas concretizações, o transdutor piezoelétrico em massa é miniaturizado aproximadamente cúbico (ou seja, uma razão de cerca de um aspecto: 1:1 (comprimento: largura:altura) Em algumas concretizações, o transdutor piezoelétrico é em forma de placa, com uma razão de cerca de 5 aspecto: 5:1 ou superior, em ambos o comprimento ou aspecto largura, tal como, cerca de 7:5:1 ou maior, ou cerca de 10: 10:1 ou maior Em algumas concretizações, o transdutor piezoeltrico grandes quantidades miniaturizado é longa e estreita, com uma razão de cerca de aspecto de 3:1:1 ou superior, e em que a dimensão mais longa está alinhada com a direcção de propagação da onda de ultrassom portador Em algumas concretizações, uma dimensão do transdutor piezoelétrico a granel é igual a metade do comprimento de onda (λ) correspondente à frequência de excitação. ou frequência de ressonância do transdutor. na frequência de ressonância, a onda de ultrassom que incide em cada face do transdutor vai sofrer uma mudança de fase de 180 ° para chegar à fase oposta, fazendo com que o maior deslocamento entre as duas faces. Em algumas concretizações, a altura do piezoelectr ic transdutor é de cerca de 10 μm a cerca de 1000 μm (tal como, cerca de 40 μm a cerca de 400 μm, cerca de 100 μm a cerca de 250 μm, cerca de 250 μm a cerca de 500 μm, ou cerca de 500 μm a cerca de 1000 μm). Em algumas concretizações, a altura do transdutor piezoeltrico de cerca de 5 mm ou menos (tal como, cerca de 4 mm ou menos, cerca de 3 mm ou menos, cerca de 2 mm ou menos, cerca de 1 mm ou menos, cerca de 500 μm ou menos, sobre 400 μm ou menos, 250 μm ou menos, cerca de 100 μm ou menos, ou cerca de 40 μm ou menos). Em algumas concretizações, a altura do transdutor piezoeltrico de cerca de 20 μm ou mais (tal como, cerca de 40 μm ou mais, cerca de 100 μm ou mais, cerca de 250 μm ou mais, cerca de 400 μm ou mais, cerca de 500 μm ou mais, sobre 1 mm ou mais, cerca de 2 mm ou mais, cerca de 3 mm ou mais, ou cerca de 4 mm ou mais) de comprimento.

[0143] Em algumas concretizações, o transdutor de ultrassons tem um comprimento de cerca de 5 mm ou menos, tal como, cerca de 4 mm ou menos, cerca de 3 mm ou menos, cerca de 2 mm ou menos, cerca de 1 mm ou menos, cerca de 500 μm ou menos, cerca de 400 μm ou menos, 250 μm ou menos, cerca de 100 μm ou menos, ou cerca de 40 μm ou menos) na sua dimensão mais longa. Em algumas concretizações, o transdutor de ultrassons tem um comprimento de cerca de 20 μm ou mais (tal como, cerca de 40 μm ou mais, cerca de 100 μm ou mais, cerca de 250 μm ou mais, cerca de 400 μm ou mais, cerca de 500 μm ou mais, sobre 1 mm ou mais, cerca de 2 mm ou mais, cerca de 3 mm ou mais, ou cerca de 4 mm ou mais) na sua dimensão mais longa.

[0144] O transdutor de ultrassons miniaturizado está ligado a dois eletrodos; o primeiro eletrodo está ligado a uma primeira face do transdutor e o segundo eletrodo está ligado a uma segunda face do transdutor, em que a primeira face e a segunda face são lados opostos do transdutor ao longo de uma dimensão. Em algumas concretizações, os eletrodos compreendem prata, ouro, platina, platina negra, poli (3,4-etilenodioxitiofeno (PEDOT), um polímero condutor (tal como, PDMS condutoras ou de poliimida) ou níquel. Em algumas concretizações, o transdutor é operado em modo de corte e em que o eixo entre as faces metalizadas (isto é, eletrodos) do transdutor são ortogonais para o movimento do transdutor.

[0145] Em algumas concretizações, os dispositivos implantáveis estão configurados para engatar com o tecido nervoso. Em algumas concretizações, o engate do tecido nervoso não envolver completamente o tecido nervoso. Em algumas concretizações, o tecido nervoso é parte do sistema nervoso central, tais como o cérebro (por exemplo, do córtex cerebral, gânglios basais, mesencéfalo, medula, ponte, hipotálamo, tálamo, no cerebelo, palio ou hipocampo) ou da medula espinal. Em algumas concretizações, acoplamento com tecido cerebral inclui eletrodos que são implantados no tecido, enquanto que o corpo do dispositivo implantável está localizado fora do tecido. Em algumas concretizações, o tecido nervoso é parte do sistema nervoso periférico, tal como, um nervo periférico. Em algumas concretizações, o dispositivo implantável é acoplado com um músculo, tais como o músculo esquelético, músculo cardíaco ou do músculo liso. Em algumas concretizações, os eletrodos do dispositivo implantável estão envolvidos com o músculo, tais como o músculo esquelético, músculo liso, ou músculo cardíaco. Fabricação de um dispositivo implantável

[0146] Os dispositivos implantáveis podem ser fabricados por ligação de um transdutor de ultrassons miniaturizado (tal como, um transdutor piezoelétrico de grandes quantidades, um CMUT, ou um PMUT) com um primeiro eletrodo sobre uma primeira face do transdutor piezoeltrico, e um segundo eletrodo a um segundo face do transdutor, em que a primeira face e a segunda face são, em lados opostos do transdutor. O primeiro eletrodo e o segundo eletrodo pode ser ligado a um circuito integrado, que pode ser disposta sobre uma placa de circuito impresso (PCB). O circuito integrado inclui um circuito de potência que inclui um circuito de armazenamento de energia. Em algumas concretizações, o circuito integrado inclui um circuito digital (ou um circuito integrado multi-sinal) e / ou um circuito de modulação. Dois ou mais eletrodos são também ligados ao circuito integrado, e está configurado para estar em ligação elétrica com o outro através do tecido. Ligação dos componentes para o PWB pode incluir, por exemplo, fio de ligação, soldagem, ligação flip-chip ou colagem por colisão a ouro.

[0147] Certos materiais piezoelétricos podem ser obtidos comercialmente, tais como folhas metalizadas PZT de espessura variável (por exemplo, PSI-5A4E, dos Piezo Systems, Woburn, MA, ou de PZT 841, APC Internacionais, Mackeyville, PA). Em algumas concretizações, uma folha de material piezoelétrico é cortado num tamanho desejado, e o material piezoelétrico cortado é ligado aos eletrodos. Em algumas concretizações, os eletrodos estão ligados à folha de material piezoelétrico, e a folha de material piezoelétrico é cortada para o tamanho desejado com os eletrodos ligados com o material piezoelétrico. O material piezoelétrico pode ser cortado usando uma segmentao viu com uma lâmina de cerâmica para cortar folhas de material piezoelétrico em transdutor piezoelétrico individualizada. Em algumas concretizações, um cortador laser é usado para dados ou singulate o material piezoelétrico. Em algumas concretizações, gravura modelado é usado para dados ou singulate o material piezoelétrico.

[0148] Os eletrodos podem ser ligados à parte superior e na parte inferior das faces dos transdutores piezoelétricos, com a distância entre os eletrodos a ser definida como a altura do transdutor piezoeltrico. Exemplos de eletrodos pode compreender um ou mais de prata, ouro, platina, platina negra, poli (3,4-etilenodioxitiofeno (PEDOT), um polímero condutor (tal como, PDMS condutoras ou de poliimida) ou níquel. Em algumas concretizações, o eletrodo está ligado ao transdutor piezoelétrico por galvanoplastia ou de vácuo depositar o material de eletrodo sobre a face do transdutor piezoeltrico. Em algumas concretizações, os eletrodos são soldados sobre o transdutor piezoelétrico usando uma solda e fluxo adequado. Em algumas concretizações, os eletrodos são ligados aos o transdutor piezoelétrico usando um epoxi (tal como, uma epoxi de prata) ou de solda de baixa temperatura (por exemplo, por utilização de uma pasta de solda).

[0149] Numa concretização exemplicicativa, a pasta de solda é aplicada a um almofada sobre uma placa de circuito impresso (PCB), quer antes ou depois de o circuito integrado é ligado ao PCB. O tamanho da almofada sobre a placa de circuito pode depender do tamanho desejado do transdutor piezoeltrico. Unicamente a título de exemplo, se o tamanho desejado de transdutor piezoelétrico é cerca de 100 μm x 100 μm x 100 μm, a almofada pode ser de cerca de 100 x 100 μm μm. As funções de almofada como o primeiro eletrodo para o dispositivo implantável. Um material piezoelétrico (o qual pode ser maior do que a do rato) é colocada sobre a almofada, e é realizada à almofada pela pasta de solda aplicada, resultando numa montagem piezoelétrico-PCB. A montagem piezoelétrico-PCB é aquecido para curar a pasta de solda, colagem, assim, o transdutor piezoeltrico para o PCB. Se o material piezoelétrico é maior do que a almofada, o material piezoelétrico é cortado para o tamanho desejado, por exemplo, usando uma serra de segmentao ou uma pastilha de corte a laser. porções do material piezoelétrico não-ligado (por exemplo, as porções do material piezoelétrico que não se sobrepor a almofada) são removidos. Um segundo eletrodo está ligado ao transdutor piezoeltrico e o PCB, por exemplo, formando um fio de ligação entre o topo do transdutor piezoeltrico e a PCB, que completa o circuito. O fio de ligação é feito uso de um fio feito a partir de qualquer material condutor, tal como, alumínio, cobre, prata ou ouro.

[0150] O circuito integrado e o transdutor miniaturizado pode ser ligado no mesmo lado da placa de circuito impresso ou em lados opostos da placa de circuito impresso. Em algumas concretizações, o PCB é uma PCB flexível, o circuito integrado e o transdutor miniaturizados estão ligados ao mesmo lado da placa de circuito impresso, e o PCB é dobrada,

resultando em um dispositivo implantável em que o circuito integrado e o transdutor miniatura são em lados opostos da PCB.

[0151] Opcionalmente, o dispositivo ou uma parte do dispositivo é encapsulado no ou uma parte do dispositivo é encapsulado com um material biocompatível (por exemplo, um polímero biocompatível), por exemplo um copolímero de N- vinil-2-pirrolidinona (NVP) e n-butilmetacrilato (BMA), de polidimetilsiloxano (PDMS, por exemplo, Sylgard 184, Dow Corning, Midland, MI), parileno, poliimida, nitreto de silício, dióxido de silício, óxido de alumínio, nióbio, hidroxi apatite, ou carboneto de silício. O carboneto de silício pode ser carboneto de silício amorfo ou carboneto de silício cristalino. Em algumas concretizações, o material biocompatível (por exemplo, carboneto de silício amorfo) é aplicada ao dispositivo por deposição de plasma aumentada química de vapor (PECVD) ou pulverização catódica. PECVD pode utilizar precursores tais como S1H4 e CH4 para gerar o carboneto de silício. Em algumas concretizações, o dispositivo implantável ou uma porção do dispositivo implantável é encerrado em um cerâmico (por exemplo, alumina ou óxido de titânio) ou um metal (por exemplo, de aço ou de titânio) adequado para implantação médica.

[0152] A fig. 9 ilustra um modo exemplificativo de produzir o dispositivo implantável aqui descrito. Na etapa 902, um circuito integrado específico de aplicação (ASIC) está ligado a um PCB. O PWB pode incluir dois ou mais eletrodos para emitir um pulso elétrico para estimular o tecido. Uma solda (tal como, uma epoxi de prata) pode ser aplicada para a PCB (por exemplo, numa primeira almofada disposta no PCB), e o ASIC pode ser colocado sobre a solda.

A solda pode ser curada, por exemplo, aquecendo o PCB com o ASIC.

Em algumas concretizações, o PCB com o ASIC é aquecida a cerca de 50 ° C a cerca de 200 ° C, tal como, cerca de 80 ° C a cerca de 170 ° C, ou cerca de 150 ° C.

Em algumas concretizações, o PCB com o ASIC é aquecida durante cerca de 5 minutos a cerca de 600 minutos, tal como, cerca de 10 minutos a cerca de 300 minutos, cerca de 10 minutos a cerca de 100 minutos, cerca de 10 minutos a cerca de 60 minutos, cerca de 10 minutos para cerca de 30 minutos, ou cerca de 15 minutos.

Opcionalmente, o ASIC é revestido com solda adicional.

Na etapa 904, um transdutor piezoelétrico (o "piezo" na FIG. 9) está ligado à placa de circuito impresso.

Uma solda (tal como, uma epoxi de prata) podem ser aplicados para a PCB (por exemplo, a uma segunda almofada disposta no PCB), e um material piezoelétrico pode ser colocado sobre a solda.

O material piezoelétrico pode ser um transdutor piezoelétrico totalmente formada (isto é, "cortado"), ou pode ser uma folha de material piezoelétrico, que é cortado para formar o transdutor piezoelétrico uma vez ligados ao PCB.

A solda pode ser curada, por exemplo, aquecendo o PCB com o material piezoelétrico.

Em algumas concretizações, o PCB com o material piezoelétrico é aquecida a cerca de 50 ° C a cerca de 200 ° C, tal como, cerca de 80 ° C a cerca de 170 ° C, ou cerca de 150 ° C.

Em algumas concretizações, o PCB com o material piezoelétrico é aquecida durante cerca de 5 minutos a cerca de 600 minutos, tal como, cerca de 10 minutos a cerca de 300 minutos, cerca de 10 minutos a cerca de 100 minutos,

cerca de 10 minutos a cerca de 60 minutos, cerca de 10 minutos a cerca de 30 minutos, ou cerca de 15 minutos.

O material piezoelétrico pode ser cortado com uma serra ou de corte a laser para as dimensões desejadas.

Em algumas concretizações, o material piezoelétrico é um sol-gel (por exemplo, um sol-gel de PZT) e o material transdutor pode ser moldada com o ataque por iões reactivos profundo (DRIE). Embora a FIG. 9 ilustra a fixação do ASIC para o PCB na etapa 902 antes da fixação do material piezoelétrico para o PCB no etapa 904, uma pessoa com conhecimentos na arte irão apreciar que o ASIC e o material piezoelétrico pode ser ligado em qualquer ordem.

Na etapa 906, o ASIC eo transdutor piezoelétrico são fio de ligaçãoed ao PCB.

Embora o método ilustrado na FIG. 9 mostra o ASIC e o transdutor piezoeltrico para o PCB após o ASIC e o transdutor piezoelétrico estão ligados à PCB, uma pessoa com conhecimentos na arte irão apreciar que o ASIC pode ser fio de ligaçãoed ao PCB após o ASIC está ligado ao PCB e pode ser fio de ligaçãoed quer antes ou depois da fixação do transdutor piezoeltrico.

Do mesmo modo, o transdutor piezoeltrico pode ser ligado por fios ao PCB, quer antes ou depois da fixação ou fio de ligação do ASIC para o PCB.

Na etapa 908, pelo menos uma parte do dispositivo é revestido com um material biocompatível.

De um modo preferido, pelo menos, o transdutor piezoeltrico e o ASIC está revestido com o material biocompatível.

Em algumas concretizações, o sensor não ou, pelo menos, é uma parte do sensor não é revestido com o material biocompatível.

Por exemplo, em algumas concretizações, o dispositivo implantável inclui um par de eletrodos que não são revestidos com o material biocompatível, que permite que os eletrodos para estimular o tecido com um pulso elétrico. Em algumas concretizações, o material biocompatível é curada, por exemplo, por exposição à luz UV ou por aquecimento.

[0153] Em algumas concretizações, o dispositivo implantável ou uma porção do dispositivo implantável é encapsulado num carboneto de silício amorfo de película (a- SiC). A FIG. 10 ilustra um método de fabricação de um dispositivo implantável encapsulado em um filme de a-SiC. Na etapa 1002, uma camada de poliimida é aplicada a uma superfície lisa. Na etapa 1004, uma camada de a-SiC é aplicada à camada de poliimida. Isto pode ser feito, por exemplo, utilizando a deposição de vapor químico incrementada por plasma (PECVD), usando SiH4 e CH4 como precursores. Na etapa 1006, uma ou mais portas são gravadas na camada de a- SiC. Em algumas concretizações, as portas são também gravadas na camada de poliimida. As portas de acesso para proporcionar porções do dispositivo implantável que não estão encapsulados por um a-SiC, tais como porções de um sensor ou de um eletrodo que entrará em contacto com o tecido depois de implante. Em algumas concretizações, decapagem compreende decapagem reactiva-ion. Na etapa 1008, o dispositivo implantável é ligada à camada de a-SiC. O dispositivo implantável pode ser pré-montado antes de ser ligada à camada de a-SiC, ou pode ser construído sobre a a-SiC. Em algumas concretizações, uma placa de circuito impresso (PCB), transdutor ultrassônico miniaturizado, e o sensor está ligada à camada de a-SiC. O transdutor de ultrassons miniaturizado e o sensor não necessita de entrar em contacto directo com a camada de a-SiC, uma vez que podem ser ligados ao PCB. A ligação de ultrassons do transdutor ou sensor miniaturizado para o PCB pode ocorrer antes ou depois da fixação do PCB para a camada de a-SiC. Em algumas concretizações, a ligação de transdutor ultrassônico miniaturizado ou sensor PCB compreende fio de ligação do transdutor ultrassônico do sensor miniaturizado ou para o PCB. Em algumas concretizações, o sensor inclui uma parte que faz a interface com as portas gravadas na camada de a-SiC. Em algumas concretizações, um ASIC está ligado à placa de circuito impresso, o qual pode ocorrer antes ou depois da fixação do PCB para a camada de a-SiC. Na etapa 1010, uma porção exposta do dispositivo implantável é revestido com uma camada de a- SiC. Em algumas concretizações, a porção exposta do dispositivo implantável é revestido com uma camada de a-SiC usando PECVD. Na etapa 1012, o dispositivo implantável é encapsulado em relevo, libertando assim o dispositivo implantável a partir da camada de SiC. Gravação de circuito fechado e Estimulação Sistemas

[0154] Há ainda a necessidade de novas tecnologias de gravação de eletrodos baseados em que podem detectar anormalidades em sinais fisiológicos e ser usadas para atualizar parâmetros de estimulação em tempo real. Características de tais tecnologias incluem, preferencialmente, de alta densidade, as gravações estáveis de um grande número de canais em nervos individuais, sem fios e os módulos implantáveis para permitir caracterização de neural funcionalmente específico e sinais de eletromiográficas, e plataformas de dispositivos escaláveis que pode fazer interface com pequenos nervos de 100 mm ou menos de diâmetro, assim como fibras musculares específicos. abordagens atuais para gravar a atividade do nervo periférico aquém deste objectivo; por exemplo, as utilizações conhecidas de eletrodos de punho estão limitadas a gravar a actividade do composto a partir de todo o nervo. -Single eletrodos intrafasciculares pode gravar a partir de locais múltiplos dentro de um único fascículo, mas não permitir a gravação de alta densidade a partir de locais discretos em vários fascículos. Da mesma forma, as matrizes de EMG de superfície permitem a gravação de muito alta densidade, mas não capturar detalhes finos de músculos profundos ou pequenos. Recentemente, dispositivos sem fio para permitir a gravação untethered em roedores e primatas não-humanos, bem como circuitos integrados escala mm para aplicações neurosensing foram desenvolvidos. Ver, por exemplo, Biederman et al., A

4.78 mm2 fully-integrated neuromodulation SoC combining 64 acquisition channels with digital compression and simultaneous dual stimulation, IEEE J. Solid State Circuits, vol. 5, pp. 1038-1047 (2015); Denison et al., A 2μW 100 nV/rtHz chpper-stabilized instrumentation amplifier for chronic measurement of neural field potentials, IEEE J. Solid State Circuits, vol. 42, pp. 2934-2945 (2007); and Muller et al., A minimially invasive 64-channel sem fio uECOoG implant, IEE J. Soid State Circuits, vol. 50, pp. 344-359 (2015). No entanto, a maioria dos sistemas sem fios utilizam (EM) de acoplamento de energia eletromagnética e comunicação, o qual torna-se extremamente ineficiente em sistemas menores do que

~ 5 mm, devido à ineficácia das ondas de rádio de ligação, com essas escalas no interior do tecido. Uma maior miniaturização de plataformas de eletrônicos sem fio que pode efetivamente interface com nervos de pequeno diâmetro exigirá novas abordagens.

[0155] Em algumas concretizações, um sistema sem fio alimentado escalável retroespalhamento de ultrassons implantável, que é utilizado para registar, estimular e / ou sinais de blocos na region central e / ou do sistema nervoso periférico. Como mostrado na FIG. 11, o implante é batteryless e incorporado perto de um único ou grupos de neurónios ou implantado em qualquer um nervo ou músculo. Um único ou um grupo de unidades externas (isto é, os interrogadores) colocado forças externas e se comunica com um único ou um grupo de implantes. Numa forma de realizao, as medidas de implantes e sem fios reporta assinaturas gravadas eletrofisiológicas de volta para a fonte através da modulação de retrodifusão. Alternativamente, as colheitas de implante ondas acústicas e converte-la em energia elétrica para alimentar os circuitos integrados de aplicação específica (ASIC). O ASIC é usado para gerar uma série de pulsos para estimular nervos alvo electricamente ou acusticamente. Soluções existentes clínicos de registo e estimulação neural estão limitados à gravação e estimulando a partir de todo o nervo ou uma grande população de neurónios e não permitir a gravação de alta densidade a partir de vários locais discretos. Outras soluções clínicas conhecidas são grandes e pesados para o uso a longo prazo.

[0156] Em algumas concretizações, o sistema em circuito fechado compreende um interrogador e um dispositivo implantável configurado para estimular um tecido em resposta a um sinal eletrofisiológico detectado. Em algumas concretizações, o dispositivo implantável é configurado para detectar o sinal eletrofisiológico. Em algumas concretizações, um segundo dispositivo implantável é configurado para detectar o sinal eletrofisiológico. Os dispositivos implantáveis podem ser implantados num grande loop de rede, fechado. Por exemplo, em algumas concretizações, o sistema de circuito fechado inclui uma pluralidade de dispositivos implantáveis configurados para detectar um sinal eletrofisiológico e uma pluralidade de dispositivos implantáveis configurados para emitir um pulso elétrico para estimular um tecido. Dispositivos implantáveis para detectar um sinal eletrofisiológico

[0157] O dispositivo implantável configurado para detectar um sinal eletrofisiológico inclui um transdutor de ultrassons miniaturizado (tal como, um transdutor miniaturizado piezoelétrico, um capacitivo transdutor de ultrassons de micro-maquinado (CMUT), ou um transdutor de ultrassons de micro-maquinado piezoelétrico (PMUT)) configurado para emitem retroespalhamento codificação de ultrassom de um sinal detectado eletrofisiológico, um circuito de retroespalhamento (isto é, um circuito de modulação) configurado para modular uma corrente que flui através do transdutor de ultrassons miniaturizado com base no sinal eletrofisiológico detectada, e um primeiro eletrodo e um segundo eletrodo configurado para detectar o eletrofisiológico sinalizar num tecido. Em algumas concretizações, o dispositivo implantável inclui um circuito integrado, o qual pode incluir o circuito de modulação, um circuito digital (ou multi-circuito de sinal integrado), e / ou um circuito de potência. Ultrassons retroespalhamento emitida a partir do transdutor de ultrassons miniaturizada pode codificar a informação relacionada com o sinal eletrofisiológico detectado, e é recebido por um interrogador. O interrogador pode ser o mesmo interrogador que é usado para operar os dispositivos implantáveis configurados para emitir o pulso elétrico que estimula o tecido, ou um interrogador diferente.

[0158] O circuito de modulação (ou "circuito de retrodifusão) inclui um interruptor, tal como, um interruptor on / off, ou um transistor de efeito de campo (FET). Uma FET exemplicicativo que pode ser usada com algumas concretizações do dispositivo implantável é um metal -óxido-semicondutor transistor de efeito de campo (MOSFET). o circuito de modulação pode alterar a impedância de uma corrente que flui através do transdutor de ultrassons em miniatura, e a variação na corrente que flui através do transdutor codifica o sinal eletrofisiológico.

[0159] A fig. 12 ilustra um dispositivo implantável exemplificativo para gravação de sinais eletrofisiolicos. O dispositivo implantável inclui um transdutor de ultrassons miniaturizado 1202, um circuito de modulação de 1204, um primeiro eletrodo de 1206, e um segundo eletrodo de 1208. O primeiro eletrodo 1206 e o segundo eltrodo 1208 são configuradas para engatar um tecido (por exemplo, tecido nervoso ou muscular,) para detectar um sinal eletrofisiológico. O circuito de modulação inclui um transistor de 1210, o qual inclui uma drenagem de 1212, a fonte de 1214, e uma porta 1216. A porta 1216 está ligado ao primeiro eletrodo de 1206. Uma ponte de resistência de 1218 que compreende uma primeira resistência 1220 e uma segunda ponte de resistência de 1222 a drenagem 1212 e a fonte de

1214. o segundo eltrodo 1208 está ligado à ponte de resistência de 1218 entre a primeira resistência 1220 e a segunda resistência 1222. o transdutor ultrassônico 1202 inclui um primeiro eletrodo 1224 e um segundo transdutor de eletrodo do transdutor 1226. o transdutor ultrassônico 1202 pode receber as ondas de transporte de ultrassons a partir de um interrogador, que gera uma corrente através do circuito. Impedância da corrente que flui através do circuito de modulação é uma função do portão a tensão da fonte, o qual é deslocado por um pulso eletrofisiológico. A corrente modulada provoca um retroespalhamento ultra-sónica a ser emitida a partir do transdutor 1202, que codifica o pulso eletrofisiológico.

[0160] Em algumas concretizações o circuito integrado inclui um ou mais circuitos digitais ou multi-sinal circuitos integrados, a qual pode incluir uma memória e um ou mais blocos de circuitos ou sistemas para a utilização do dispositivo implantável. Estes sistemas podem incluir, por exemplo um microcontrolador ou processador de bordo, uma implementação de máquina de estado finito ou circuitos digitais capazes de executar um ou mais programas armazenados no implante ou fornecidas por meio de comunicação de ultrassons entre o interrogador e implante. Em algumas concretizações, o circuito digital inclui um conversor analógico-para-digital (ADC), que pode converter um sinal analógico a partir dos eletrodos configurados para detectar o pulso eletrofisiológica num sinal digital. Em algumas concretizações, o circuito digital inclui um conversor digital-para-analógico (DAC), o qual converte o sinal digital num sinal analógico, antes de dirigir o sinal de um modulador. Em algumas concretizações, o circuito de circuito digital ou multi-sinal integrado opera o circuito de modulação (que também pode ser referido como um "circuito de retrodifusão"). Em algumas concretizações, o circuito de circuito digital ou multi-sinal integrado transmite um sinal ao circuito de modulação de fase que codifica o sensível corrente e tensão detectadas. Em algumas concretizações, o circuito de circuito ou de multi-sinal integrado digital pode activar o circuito de modulação (que também pode ser referido como o "circuito de retrodifusão"), que se liga ao transdutor de ultrassons miniaturizado. O circuito de circuito digital ou multi-sinal integrado pode também operar um ou mais amplificadores, que amplifica a corrente dirigida para o interruptor.

[0161] Em algumas concretizações, o circuito digital codifica um identificador único de um sinal digitalizado que compreende o sinal eletrofisiológico. O identificador exclusivo pode identificar o dispositivo implantável, de origem da retrodifusão de ultrassons (por exemplo, num sistema com uma pluralidade de dispositivos implantáveis), ou pode identificar quais os eletrodos no dispositivo implantável detectado o sinal eletrofisiológico.

[0162] Em algumas concretizações, o circuito digitalizado comprime o tamanho do sinal analógico. O tamanho reduzido do sinal digitalizado pode permitir relatórios mais eficiente de sinais eletrofisiolicos detectados codificados no retroespalhamento de ultrassons. Isto pode ser útil, por exemplo, quando um dispositivo implantável inclui uma pluralidade de pares de eletrodos que, simultaneamente, ou cerca de detectar simultaneamente um sinal eletrofisiológico. Ao comprimir o tamanho do sinal eletrofisiológico através da digitalização, potencialmente sinais de sobreposição pode ser transmitido com precisão.

[0163] Em algumas concretizações o circuito integrado filtra sinais eletrofisiolicos falsos. Em algumas concretizações, a filtração é realizada pelo circuito digital. Uma flutuação de tensão não filtrada pode causar alterações na corrente modulada, que é codificado na retrodifusão de ultrassons, que pode ser gravada como um falso positivo. Para limitar os falsos positivos, modulação de corrente pode ser filtrada, por exemplo exigindo que o sinal eletrofisiológico de estar acima de um limiar predeterminado para causar modulação da corrente que flui através do transdutor de ultrassons. Em algumas concretizações, um detector de pico é utilizado para filtrar falso-positiva Sinais eletrofisiológicos

[0164] Em algumas concretizações, o dispositivo implantável inclui um ou mais amplificadores. Os amplificadores podem, por exemplo, amplificar um sinal eletrofisiológico. Isto pode ocorrer, por exemplo, antes do sinal ser transmitido ao circuito digital.

[0165] Em algumas concretizações, o circuito integrado inclui um circuito de potência, o qual é configurado para alimentação de componentes do dispositivo implantado. O circuito de potência pode incluir, por exemplo, um rectificador, uma bomba de carga, e / ou um condensador de armazenamento de energia. Em algumas concretizações, o condensador de armazenamento de energia é incluído como um componente separado. ondas ultrassônicas que induzem um diferencial de tensão no transdutor de ultrassons miniaturizado fornecer energia para o dispositivo implantável, que pode ser controlado pelo circuito de potência.

[0166] Em algumas concretizações, o dispositivo implantável compreende uma pluralidade de pares de eletrodos. pares de eletrodos podem ser formados a partir de dois eletrodos; assim, um dispositivo implantável com três eletrodos pode ter três pares de eletrodos. O sinal eletrofisiológico pode ser detectado entre os eletrodos dos pares de eletrodos. Em algumas concretizações, o dispositivo implantável compreende 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8, 9, 10 ou mais, ou 15 ou mais pares de eletrodos. Em algumas concretizações, o dispositivo implantável compreende 2, 3, 5, 6, 7, 8, 9, 10 ou mais eletrodos. Em algumas concretizações, o dispositivo implantável inclui um multiplexador de estanho, que podem seleccionar os eletrodos no par de eletrodos para detectar um sinal eletrofisiológico.

[0167] Em algumas concretizações, os eletrodos de um par de eletrodos está separado por cerca de 5 mm ou menos (tal como, cerca de 4 mm ou menos, cerca de 3 mm ou menos, cerca de 2 mm ou menos, cerca de 1,5 mm ou menos, cerca de 1 mm ou menos, ou cerca de 0,5 mm ou menos). Em algumas concretizações, os eletrodos do par de eletrodos estão separado por cerca de 0,5 mm ou mais (tal como, cerca de 1 mm ou mais, cerca de 1,5 mm ou mais, cerca de 2 mm ou mais, cerca de 3 mm ou mais, ou cerca de 4 ou mais. Em algumas concretizações, os eletrodos são separados por cerca de 0,5 mm a cerca de 1 mm, cerca de 1 mm a cerca de 1,5 mm, cerca de 1,5 mm a cerca de 2 mm, a cerca de 2 mm a cerca de 3 mm, cerca de 3 mm a cerca de 4 mm, ou cerca de 4 mm a cerca de 5 mm.

[0168] A fig. 13 A ilustra um dispositivo implantável, com um transdutor de ultrassons miniaturizado, um circuito integrado, e um primeiro eletrodo e segundo eletrodo. O circuito integrado inclui um circuito de modulação, o qual está configurado para receber um sinal com base em um sinal eletrofisiológico detectado, e modulam uma corrente que flui através do transdutor de ultrassons com base no sinal recebido. O circuito integrado inclui ainda um circuito de alimentação de CA-CC, que inclui um rectificador de onda completa e duplicador, assim como os componentes para referenciar ou regular a potência fornecida. FIG. 13B ilustra um rectificador exemplicicativo que pode ser usado com o dispositivo implantável. FIG. 13C ilustra a arquitectura exemplificativa para uma cadeia amplificador acoplado em AC. O sinal eletrofisiológico ("V neural") é detectado usando os eletrodos, e é amplificado pelo amplificador de corrente antes do sinal ser transmitido ao circuito de modulação.

[0169] O dispositivo implantávels são miniaturizados, que permite a implantação confortável e de longo prazo, enquanto que limita a inflamação do tecido que está muitas vezes associada com dispositivos implantáveis. O corpo forma o núcleo do dispositivo implantável miniaturizado (por exemplo, o transdutor de ultrassom e o circuito integrado), e o ramo de eletrodos a partir do corpo e envolver o tecido. Em algumas concretizações, a dimensão mais longa do dispositivo implantável ou do corpo do dispositivo implantável é cerca de 5 mm ou menos, cerca de 4 mm ou menos, cerca de 3 mm ou menos, cerca de 2 mm ou menos, cerca de 1 mm ou menos, sobre 0,5 mm ou menos, ou cerca de 0,3 mm ou menos de comprimento. Em algumas concretizações, a dimensão mais longa do dispositivo implantável ou corpo do dispositivo implantável é cerca de 0,2 mm ou mais, cerca de 0,5 mm ou mais, cerca de 1 mm ou mais, cerca de 2 mm ou mais, ou cerca de 3 mm ou maiores na dimensão mais longa do dispositivo. Em algumas concretizações, a dimensão mais longa do dispositivo implantável ou do corpo do dispositivo implantável é cerca de 0,2 mm a cerca de 5 mm de comprimento, cerca de 0,3 mm a cerca de 4 mm de comprimento, cerca de 0,5 mm a cerca de 3 mm de comprimento, sobre 1 mm a cerca de 3 mm de comprimento, ou cerca de 2 mm de comprimento. Os eletrodos podem estender-se desde o dispositivo em qualquer comprimento desejado, e pode ser implantado em qualquer profundidade dentro do tecido. Em algumas concretizações, um eletrodo é cerca de 0,1 mm de comprimento ou mais, tal como, cerca de 0,2 mm ou mais, cerca de 0,5 mm ou mais, cerca de 1 mm de comprimento ou mais,

cerca de 5 mm de comprimento ou mais, ou cerca de 10 mm de comprimento ou mais. Em algumas concretizações, os eletrodos são de cerca de 15 mm ou menos, em comprimento, tal como, cerca de 10 mm ou menos, cerca de 5 mm ou menos, cerca de 1 mm ou menos, ou cerca de 0,5 mm ou menos de comprimento.

[0170] Em algumas concretizações, o dispositivo implantável tem um volume de cerca de 5 mm ou menos (tal como, cerca de 4 mm ou menos 3, 3 mm 3 ou menos, 2 mm, 3 ou menos, ou 1 mm3 ou inferior). Em certas concretizações, o dispositivo implantável tem um volume de cerca de 0,5 mm de 3 a cerca de 5 mm 3, cerca de 1 mm de 3 a cerca de 5 mm3, cerca de 2 mm 3 a cerca de 5 mm3, cerca de 3 mm de 3 a cerca de 5 mm 3 , ou cerca de 4 mm de 3 a cerca de 5 mm.

[0171] Em algumas concretizações, o dispositivo implantável é implantado num sujeito. O sujeito pode ser, por exemplo, um animal vertebrado, tal como, um mamífero. Em algumas modalidades, o sujeito é um ser humano, cão, gato, cavalo, vaca, porco, ovelha, cabra, galinha, macaco, rato ou camundongo.

[0172] Em algumas concretizações, o dispositivo implantável ou uma porção do dispositivo implantável (tal como, o transdutor de ultrassons miniaturizado e o circuito integrado) está encapsulado por um material biocompatível (por exemplo, um polímero biocompatível), por exemplo um copolímero de N- vinil-2-pirrolidinona (NVP) e n- butilmetacrilato (BMA), polidimetilsiloxano (PDMS), parileno, poliimida, nitreto de silício, dióxido de silício, carboneto de silício, óxido de alumínio, nióbio, ou hidroxiapatita. O carboneto de silício pode ser carboneto de silício amorfo ou carboneto de silício cristalino. O material biocompativel é de preferência impermeável à água para evitar danos ou interferências de circuitos electrónicos dentro do dispositivo. Em algumas concretizações, o dispositivo implantável ou uma porção do dispositivo implantável é encapsulado por um material cerâmico (por exemplo, alumina ou óxido de titânio) ou um metal (por exemplo, aço ou titânio). Em algumas concretizações, os eletrodos ou uma porção dos eletrodos não são encapsulados pelo material biocompatível.

[0173] O transdutor de ultrassons miniaturizado do dispositivo implantável pode ser um transdutor de ultrassons de micro-maquinado, tal como, um transdutor capacitivo micro- maquinado de ultrassons (CMUT) ou um transdutor piezoelétrico de micro-maquinado de ultrassons (PMUT), ou pode ser um transdutor piezoelétrico grandes quantidades. Transdutores piezoelétricos a granel pode ser qualquer material natural ou sintético, tal como, um cristal, cerâmica ou polímeros. Materiais transdutores piezoelétricos granel exemplicicativoes incluem titanato de bário (BaTi03), titanato zirconato de chumbo (PZT), óxido de zinco (ZO), nitreto de alumínio (AIN), quartzo, berlinite (A1P04), topázio, langasite (La3Ga5SiO14), gálio ortofosfato (GaP04), niobato de lítio (LiNb03), tântalo lítio (LiTa03), niobato de potássio (KNb03), tungstato de sódio (Na2W03), ferrita de bismuto (BiFe03), polivinilideno (di) fluoreto de vinilideno (PVDF), e magnésio, chumbo titanato de niobato de chumbo (PMN-PT).

[0174] Em algumas concretizações, o transdutor piezoelétrico em massa é miniaturizado aproximadamente cúbico

(ou seja, uma razão de aspecto de cerca de 1:1:1 (comprimento:largura:altura) Em algumas concretizações, o transdutor piezoelétrico é em forma de placa, com uma razão de aspecto de cerca de 5:5:1 ou superior, em ambos o comprimento ou aspecto largura, tal como, cerca de 7:5:1 ou maior, ou cerca de 10:10:1 ou maior. A altura h do transdutor piezoelétrico grandes quantidades miniaturizados é definido como a distância ao longo da relação de aspecto mais curto. A altura do transdutor piezoelétrico a granel é igual a metade da frequência de ressonância (λ) do transdutor. Na frequência de ressonância, a onda de ultrassom que incide em cada face do transdutor vai sofrer uma mudança de fase de 180 ° para chegar à fase oposta, fazendo com que o maior deslocamento entre as duas faces. Em algumas concretizações, a altura do transdutor piezoeltrico de cerca de 10 μm a cerca de 500 μm (tal como, cerca de 40 μm a cerca de 400 μm, ou cerca de 100 μm a cerca de 250 μm). Em algumas concretizações, a altura do transdutor piezoeltrico de cerca de 3 mm ou menos (tal como, cerca de 2 mm ou menos, cerca de l mm ou menos, cerca de 500 μm ou menos, cerca de 400 μm ou menos, 250 μm ou menos, cerca de 100 μm ou menos, ou cerca de 40 μm ou menos). Em algumas concretizações, a altura do transdutor piezoeltrico de cerca de 20 μm ou mais (tal como, cerca de 40 μm ou mais, cerca de 100 μm ou mais, cerca de 250 μm ou mais, cerca de 400 μm ou mais, cerca de 500 μm ou mais, ou cerca de 1 mm ou mais) de comprimento.

[0175] O transdutor de ultrassons miniaturizados está ligado a dois eletrodos; o primeiro eletrodo está ligado a uma primeira face do transdutor e o segundo eletrodo está ligado a uma segunda face do transdutor, em que a primeira face e a segunda face são lados opostos do transdutor ao longo da dimensão da altura. Em algumas concretizações, os eletrodos compreendem prata, ouro, platina, platina negra, poli (3,4-etilenodioxitiofeno (PEDOT), um polímero condutor (tal como, PDMS condutoras ou poliimida), uma fibra de carbono, ou níquel.

[0176] Em algumas concretizações, os dispositivos implantáveis estão configurados para engatar com o tecido nervoso. Em algumas concretizações, o engate do tecido nervoso não envolver completamente o tecido nervoso. Em algumas concretizações, o tecido nervoso é parte do sistema nervoso central, tais como o cérebro (por exemplo, do córtex cerebral, gânglios basais, mesencéfalo, medula, ponte, hipotálamo, tálamo, no cerebelo, palio ou hipocampo) ou da medula espinal. Em algumas concretizações, acoplamento com tecido cerebral inclui eletrodos que são implantados no tecido, enquanto que o corpo do dispositivo implantável está localizado fora do tecido. Em algumas concretizações, o tecido nervoso é parte do sistema nervoso periférico, tal como, um nervo periférico.

[0177] Em algumas concretizações, o dispositivo implantável é utilizado para detectar a actividade epiléptica. Ver, por exemplo, Mohseni et al., Guest editorial: Closing the loop via advanced neurotechnologies, IEEE Transactions on Neural Systems and Rehabilitation Engineering, vol. 20, no. 4, pp. 407-409 (2012). In some embodiments, the implantable device is used to optimize a cochlear implant. See, for example, Krook-Magnuson et al.,

Neuroelectronics and biooptics: Closed-loop technologies in neurological disorders, JAMA Neurology, vol. 72, no. 7, pp. 823-829 (2015).

[0178] Em algumas concretizações, o dispositivo implantável é acoplado com um músculo, tais como o músculo esquelético, músculo liso ou músculo cardíaco. Em algumas concretizações, os eletrodos de dispositivo implantável, estão envolvidos com o músculo, tais como o músculo esquelético, músculo cardíaco ou do músculo liso.

CONCRETIZAÇÕES EXEMPLICICATIVAS

[0179] Concretização 1. Um dispositivo implantável, compreendendo: um transdutor ultrassônico configurado para receber ondas ultrassônicas que alimentam o dispositivo implantável e codificam um sinal de disparo; um primeiro eletrodo e um segundo eletrodo configurado para estar em comunicação elétrica com um tecido e emitir um pulso elétrico para o tecido, em resposta ao sinal de disparo; e um circuito integrado que compreende um circuito de armazenamento de energia.

[0180] Concretização 2. O dispositivo implantável de concretização 1, em que o pulso elétrico é um pulso de corrente.

[0181] Concretização 3. O dispositivo implantável de concretização 1, em que o pulso elétrico é um pulso de tensão.

[0182] Concretização 4. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 1-3, em que o primeiro eletrodo e o segundo eletrodo estão dentro do tecido ou em contacto com o tecido.

[0183] Concretização 5. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 1 a 4, em que o circuito integrado compreende um circuito digital.

[0184] Concretização 6. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 1 a 5, em que o circuito integrado compreende um circuito integrado híbrido configurado para operar o primeiro eletrodo e o segundo eletrodo.

[0185] Concretização 7. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 1 a 6, em que o circuito integrado compreende um circuito de alimentação que compreende o circuito de armazenamento de energia.

[0186] Concretização 8. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 1 a 7, que compreende um corpo que compreende o transdutor de ultrassom e o circuito integrado, em que o corpo é de cerca de 5 mm ou menos de comprimento na dimensão mais longa.

[0187] Concretização 9. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 1 a 8, que compreende um reflector não-responsivo.

[0188] Concretização 10. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 1 a 9, em que o tecido é tecido do músculo, órgão ou tecido nervoso.

[0189] Concretização 11. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 1 a 10, em que o tecido é parte do sistema nervoso periférico ou do sistema nervoso central.

[0190] Concretização 12. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 1 a 10, em que o tecido é um músculo esquelético, músculo liso, ou músculo cardíaco.

[0191] Concretização 13. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 1 a 12, que compreende três ou mais eletrodos.

[0192] Concretização 14. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 1 a 13, em que o circuito integrado compreende um conversor analógico-para-digital (ADC).

[0193] Concretização 15. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 1 a 14, em que o dispositivo implantável, compreende um circuito de modulação configurado para modular uma corrente que flui através do transdutor de ultrassons.

[0194] Concretização 16. O dispositivo implantável de concretização 15, em que a corrente modulada codifica a informação, e o transdutor de ultrassons está configurado para emitir ondas ultrassônicas que codificam a informação.

[0195] Concretização 17. O dispositivo implantável de concretização 16, em que a informação compreende um sinal de verificação que um pulso elétrico foi emitido pelo dispositivo implantável, um sinal indicando uma quantidade de energia armazenada no circuito de armazenamento de energia, ou de uma impedância detectada.

[0196] Concretização 18. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 15 a 17, em que o dispositivo implantável inclui um circuito digital configurado para operar o circuito de modulação.

[0197] Concretização 19. O dispositivo implantável, de concretizações 18, em que o circuito digital está configurado para transmitir um sinal digitalizado ao circuito de modulação.

[0198] Concretização 20. O dispositivo implantável de concretização 19, em que o sinal digitalizado compreende um identificador de dispositivo implantável único.

[0199] Concretização 21. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 15 a 20, em que o circuito de modulação compreende um interruptor.

[0200] Concretização 22. O dispositivo implantável de concretização 21, em que o comutador compreende um transistor de efeito de campo (FET).

[0201] Concretização 23. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 1 a 22, em que o transdutor de ultrassons tem um comprimento de cerca de 5 mm ou menos, na dimensão mais longa.

[0202] Concretização 24. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 1 a 23, em que o corpo tem um volume de cerca de 5 mm3, ou menos.

[0203] Concretização 25. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 1 a 24, em que o corpo tem um volume de cerca de 1 mm 3 ou menos.

[0204] Concretização 26. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 1 a 25, em que o transdutor de ultrassons está configurado para receber ondas ultrassônicas a partir de um interrogador que compreende um ou mais de ultrassons transdutores.

[0205] Concretização 27. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 1 a 26, em que o transdutor de ultrassons é um transdutor piezoelétrico grandes quantidades.

[0206] Concretização 28. O dispositivo implantável de concretização 27, em que o transdutor de ultrassons em massa é de aproximadamente cúbica.

[0207] Concretização 29. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 1 a 26, em que o transdutor de ultrassons é um transdutor piezoelétrico de micro- maquinado de ultrassons (PMUT) ou um transdutor de ultrassons de micro-maquinado capacitivo (CMUT).

[0208] Concretização 30. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 1 a 29, em que o dispositivo implantável é implantado num sujeito.

[0209] Concretização 31. O dispositivo implantável de concretização 30, em que o sujeito é um ser humano.

[0210] Concretização 32. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 1 a 31, em que o dispositivo implantável é, pelo menos, parcialmente encapsulado por um material biocompatível.

[0211] Concretização 33. O dispositivo implantável de concretização 32, em que pelo menos uma porção do primeiro eletrodo e o segundo eletrodo não são encapsulados pelo material biocompatível.

[0212] Concretização 34. O dispositivo implantável de concretização de 32 ou 33, em que o material biocompatível é um copolímero de N-vinil-2-pirrolidinona (NVP) e n- metacrilato de butila (BMA), polidimetilsiloxano (PDMS), parileno, poliimida, nitreto de silício, dióxido de silício,

óxido de alumínio, nióbio, hidroxiapatita, carboneto de silício, óxido de titânio, aço ou titânio.

[0213] Concretização 35. O dispositivo implantável de qualquer uma das concretizações 32 a 34, em que o material biocompatível é uma cerâmica ou um metal.

[0214] Concretização 36. Um sistema que compreende um ou mais dispositivos implantáveis de acordo com qualquer uma das concretizações 1-35 e um interrogador que compreende um ou mais de ultrassons transdutores configurados para transitar ondas ultrassônicas para os um ou mais dispositivos implantáveis, em que a fonte de ondas ultrassônicas de um ou mais dispositivos implantáveis.

[0215] Concretização 37. O sistema da concretização 36, em que as ondas ultrassônicas codificam um sinal de disparo.

[0216] Concretização 38. O sistema da concretização 36 ou 37, em que o sistema compreende uma pluralidade de dispositivos implantáveis.

[0217] Concretização 39. O sistema da concretização 38, em que o interrogador está configurado para dirigir feixe de ondas ultrassônicas transmitidos para concentrar as ondas ultra-sônicas, alternativamente transmitidos sobre uma primeira porção da multiplicidade de dispositivos implantáveis ou focar as ondas de ultrassons transmitidos sobre uma segunda porção da pluralidade de dispositivos implantáveis.

[0218] Concretização 40. O sistema da concretização 38, em que o interrogador se encontrar configurado para receber, simultaneamente, retrodifusão de ultrassons a partir de pelo menos dois dispositivos implantáveis.

[0219] Concretização 41. O sistema da concretização 38, em que o interrogador está configurado para transitar ondas ultrassônicas para a pluralidade de dispositivos implantáveis ou receber retroespalhamento de ultrassons a partir da pluralidade de dispositivos implantáveis, utilizando multiplexagem por divisão de tempo, de multiplexagem espacial, ou multiplexagem de frequência.

[0220] Concretização 42. O sistema, de acordo com qualquer uma das concretizações 38 a 41, em que o interrogador se encontrar configurado para ser usados por um sujeito.

[0221] Concretização 43. Um sistema de circuito fechado, que compreende: (A) um primeiro dispositivo configurado para detectar um sinal; (B) um interrogador que compreende um ou mais transdutores ultrassônicos configurados para receber a retrodifusão de ultrassons a codificação do sinal e emite ondas ultrassônicas que codificam um sinal de disparo; e (C) um segundo dispositivo configurado para emitir um pulso elétrico em resposta ao sinal de disparo, em que o segundo dispositivo é implantável, compreendendo: um transdutor ultrassônico configurado para receber ondas ultrassônicas que alimentam o segundo dispositivo e codificam um sinal de disparo; um primeiro eletrodo e um segundo eletrodo configurado para estar em comunicação elétrica com um tecido e emitir um pulso elétrico para o tecido, em resposta ao sinal de disparo; e um circuito integrado que compreende um circuito de armazenamento de energia.

[0222] Concretização 44. O sistema da concretização 43, em que o sinal é um pulso eletrofisiológico, uma temperatura, uma molécula, um ion, o pH, pressão, tensão ou bioimpedância.

[0223] Concretização 45. O sistema da concretização 43 ou 44, em que o primeiro dispositivo é implantável.

[0224] Concretização 46. O sistema, de acordo com qualquer uma das concretizações 43 a 45, em que o primeiro dispositivo inclui: um sensor configurado para detectar o sinal de; um circuito integrado que compreende um circuito de modulação configurado para modular uma corrente com base no sinal detectado, e um primeiro transdutor ultrassônico configurado para emitir um retroespalhamento de ultrassons que codifica o sinal detectado a partir do tecido com base na corrente modulada

[0225] Concretização 47. O sistema da concretização 46, em que o sensor compreende um primeiro eletrodo e um segundo eletrodo configurado para estar em comunicação elétrica com um segundo tecido e detectar e sinal eletrofisiológico.

[0226] Concretização 48. O sistema da concretização 47, em que o primeiro tecido e o segundo tecido são o mesmo tecido.

[0227] Concretização 49. O sistema da concretização 47, em que o primeiro tecido e o segundo tecido são tecidos diferentes.

[0228] Concretização 50. O sistema, de acordo com qualquer uma das concretizações 43-49, em que o primeiro eletrodo e o segundo eletrodo do segundo dispositivo estão dentro do primeiro ou do tecido em contacto com o tecido.

[0229] Concretização 51. O sistema, de acordo com qualquer uma das concretizações 43 a 50, em que o circuito integrado do segundo dispositivo compreender um circuito digital.

[0230] Concretização 52. O sistema, de qualquer uma das concretizações 43 a 51, em que o circuito integrado do segundo dispositivo compreende um circuito integrado de sinal misto configurado para operar o primeiro eletrodo e o segundo eletrodo.

[0231] Concretização 53. O sistema, de acordo com qualquer uma das concretizações 43 a 52, em que o circuito integrado compreende um circuito de alimentação que compreende o circuito de armazenamento de energia.

[0232] Concretização 54. O sistema, de acordo com qualquer uma das concretizações 43 a 53, em que o primeiro dispositivo implantável ou o segundo dispositivo implantável compreende um corpo que compreende o transdutor de ultrassom e o circuito integrado, em que o corpo é de cerca de 5 mm ou menos em comprimento na dimensão mais longa.

[0233] Concretização 55. O sistema, de acordo com qualquer uma das concretizações 43 a 54, em que o tecido é tecido do músculo, um órgão ou tecido nervoso.

[0234] Concretização 56. O sistema, de acordo com qualquer uma das concretizações 43 a 55, em que o primeiro dispositivo e o segundo dispositivo está implantado num sujeito.

[0235] Concretização 57. O sistema da concretização 56, em que o sujeito é um ser humano.

[0236] Concretização 58. Um sistema de computador, que compreende: um interrogador que compreende um ou mais transdutores de ultrassons; um ou mais processadores; meio de armazenamento não transitório legível por computador armazenar um ou mais programas configurados para serem executados por um ou mais processadores, o um ou mais programas que compreendem instruções para a operação do interrogador para emitir ondas ultrassônicas que codificam um sinal de disparo que sinaliza um dispositivo implantável para emitir um pulso elétrico a um tecido.

[0237] Concretização 59. O sistema de computador da concretização 58, em que o interrogador é operado para emitir ondas ultrassônicas que codificam para o sinal de disparo em resposta a um sinal fisiológico detectado.

[0238] Concretização 60. O sistema de computador da concretização 58, em que o sinal fisiológico compreende um pulso eletrofisiológico, uma temperatura, uma molécula, um ion, o pH, pressão, tensão ou bioimpedância.

[0239] Concretização 61. O sistema de computador da concretização 59 ou 60, em que o um ou mais programas compreendem instruções para detectar o sinal fisiológico com base em ultrassons retroespalhamento que codifica o sinal fisiológico emitida a partir de um segundo dispositivo implantável.

[0240] Concretização 62. O sistema de computador de acordo com qualquer uma das concretizações 59 a 61, em que o um ou mais programas compreendem instruções para a determinação de uma localização do primeiro dispositivo implantável ou o segundo dispositivo implantável em relação a uma ou mais de ultrassons a transdutores de interrogador.

[0241] Concretização 63. O sistema de computador, de acordo com qualquer uma das concretizações 59 a 62, em que o um ou mais programas compreendem instruções para detectar o movimento do primeiro dispositivo implantável ou o segundo dispositivo implantável.

[0242] Concretização 64. O sistema de computador, de acordo com a concretização 63, em que o movimento compreende o movimento lateral.

[0243] Concretização 65. O sistema de computador, da concretização 63 ou 64, em que o movimento compreende um movimento angular.

[0244] Concretização 66. Um método de estimulação elétrica de um tecido, que compreende: recepção de ondas ultrassônicas a um ou mais dispositivos implanteis; conversão de energia a partir das ondas de ultrassons para uma corrente elétrica que carrega um circuito de armazenamento de energia; receber um sinal de disparo codificados nas ondas de ultrassons em um ou mais dispositivos implanteis; e emitindo um pulso elétrico que estimula o tecido em resposta ao sinal de disparo.

[0245] Concretização 67. Um método de estimulação elétrica de um tecido, compreendendo emissores de ondas ultrassônicas que codificam um sinal de disparo a partir de um interrogador que compreende um ou mais transdutores ultrassônicos para um ou mais dispositivos implantáveis configurados para emitir um pulso elétrico para o tecido em resposta à recepção o sinal de disparo.

[0246] Concretização 68. O método da concretização 66 ou 67, em que o sinal de disparo é transmitido em resposta a um sinal fisiológico detectado.

[0247] Concretização 69. O método da concretização 69, em que o sinal fisiológico compreende um pulso eletrofisiológico, uma temperatura, uma molécula, um ion, o pH, pressão, tensão ou bioimpedância.

[0248] Concretização 70. O método, de acordo com a qualquer uma das concretizações 66 a 69, em que o tecido é um tecido muscular, um órgão ou um tecido nervoso.

[0249] Concretização 71. O método, de acordo com qualquer uma das concretizações 66 a 70, que compreende a implantação de um ou mais dispositivos implantáveis num paciente.

[0250] Concretização 72. O método, da concretização 71, em que o sujeito é um ser humano.

[0251] Concretização 73. O método, de acordo com qualquer uma das concretizações 66 a 72, compreendendo a determinação de uma localização de um ou mais dispositivos implantáveis.

[0252] Concretização 74. O método, de acordo com qualquer uma das concretizações 66 a 73, que compreende a detecção de um movimento angular ou lateral de um ou mais dispositivos implantáveis.

[0253] Concretização 75. Um método de estimular um tecido, que compreende: recepção de ondas ultrassônicas a um ou mais dispositivos implantáveis configurados para detectar um sinal fisiológico; conversão de energia a partir das ondas de ultrassons para uma corrente elétrica que flui através de um circuito de modulação; detectar o sinal fisiológico; modular a corrente elétrica com base no sinal detectado fisiológico; transduzir a corrente elétrica modulada em um retroespalhamento de ultrassons que codifica a informação relacionada com o sinal fisiológico detectado; e o emissor de retrodispersão de ultrassons a um interrogador que compreende um ou mais transdutores configurado para receber a retrodifusão de ultrassons; emissores de ondas ultrassônicas a partir do interrogador para um ou mais dispositivos implantáveis configurados para emitir um pulso elétrico para o tecido; conversão de energia a partir das ondas de ultrassons emitidos a partir do interrogador para os um ou mais dispositivos implantáveis configurados para emitir o pulso elétrico para uma corrente elétrica que carrega um circuito de armazenamento de energia; emissores de ondas ultrassônicas que codificam um sinal de disparo proveniente do interrogador; receber o sinal de disparo a um ou mais dispositivos implantáveis configurados para emitir o pulso elétrico; e emitindo um pulso elétrico que estimula o tecido em resposta ao sinal de disparo.

[0254] Concretização 76. O método da concretização 75, em que o sinal fisiológico compreende um pulso eletrofisiológico, uma temperatura, uma molécula, um ion, o pH, pressão, tensão ou bioimpedância.

EXEMPLOS Exemplo 1 - Fabricação de um dispositivo implantável

[0255] Na forma abreviada, as etapas de montagem do dispositivo implantável são como se segue:

1. Fixar ASIC para PCB.

2. portas Fio de ligação ASIC para PCB

3. Fixar elemento piezoelétrico para PCB.

4. portas de elemento piezoelétrico Fio de ligação a PCB.

5. Encapsular o dispositivo completo, exceto para os eletrodos de gravação.

[0256] O ASIC mede 450 μm por 500 μm por 500 pm e é fabricado por um processo de 65 nm de Taiwan Semiconductor Manufacturing Company. Cada chip contém dois transistores com 5 portas cada: fonte, dreno, porta, centro, e a granel. Cada FET utiliza o mesmo volume, por isso ou almofada de grandes quantidades pode ser ligado a, mas os transistores diferem em que o transistor de acolchoado para fora para a linha superior não contém uma rede de polarização resistência a etapa que o transistor acolchoa na fila inferior faz. O chip contém adicionalmente almofadas menores para galvanoplastia. O mesmo processo pode ser aplicado para ASICs com circuitos mais complexo e, portanto, mais almofadas. Estas almofadas não foram utilizadas neste exemplo. Três versões do FET foram gravadas fora: Molde 1: FET canal longo com tensão de limiar: 500 mV Molde 2: FET de canal curto com tensão de limiar de 500 mV Molde 3: FET nativa com tensão de limiar em 0 mV

[0257] A confirmação de características elétricas dos FETs estes foram medidos usando uma placa de CMOS caracterização especialmente concebido, que continha de um conjunto de almofadas como alvos fio de ligação e um segundo conjunto de almofadas em que os fios foram soldadas para. Um sourcemeter (2400 Sourcemeter, Keithley Instruments, Cleveland, OH) foi utilizado para fornecer V DS para o FET e medir I DS - Uma potência ajustável de alimentação (E3631A, Agilent, Santa Clara, CA) foi utilizado para modular V GS e a IV obtiveram-se características dos FETs. Curvas IV incaracterístico para o tipo 2 fieiras foram consistentemente medidas, e mediante a medição de impedância, descobriram que o canal curto dos 2s die seria curto para fora do FET.

[0258] O elemento piezoelétrico é titanato de chumbo- zircônio (PZT). Ele é adquirido como um disco de APC Internacional e cortadas em cubos into.750 μm x 750 x 750 μm μm cubos usando uma serra de bolacha (DAD3240, Disco, Santa Clara, CA) com uma lâmina de cerâmica (PN-010-CX '270-080 - H). Este tamanho mote foi escolhido como maximizada a eficiência de transferência de energia. Para mais detalhes, ver Seo et al., Neural dust: an ultrasonic, low power solution for chronic brain-machine interfaces, arXiv:

1307.2196v1 (8 de julho de 2013).

[0259] O dispositivo implantável foi implantado no nervo ciático de uma ratazana Long-Evans. O nervo é um feixe de nervos de grande diâmetro que inerva o membro posterior. O nervo é entre 1 e 1,4 mm de diâmetro, e o seu tamanho e acessibilidade torná-lo um candidato ideal para a implantação do dispositivo. Enquanto várias iterações do dispositivo implantável foram feitos, o seguinte exemplo descreve o desenvolvimento de duas versões implantados em modelos de ratos.

[0260] O substrato dispositivo implantável integra o ASIC com os eletrodos de elementos de gravação e piezoelétricas. A primeira versão do dispositivo implantável PCB usados costume desenhados adquiridos a partir de O Placas de trabalho (Oakland, CA) como substrato. Os PCBs foram feitos de FR-4 e foram de 30 mil (cerca de 0,762 milímetros) de espessura. As dimensões da placa foram de 3 mm x 1 mm. Este projeto foi a primeira tentativa de uma comunicação integrada e plataforma de sentido, de modo que o tamanho almofada e espaçamento foi escolhido para facilitar a montagem ao custo de maior tamanho. Para conservar PCB estado-real, cada face do PCB incluído almofadas para qualquer elemento piezoelétrico ou o ASIC e suas respectivas conexões com o PCB. Além disso, duas almofadas de gravação foram colocadas no ASIC-face da placa. Todos os eletrodos expostos foram plaqueadas com ENIG por Placas de trabalho. A almofada para o ASIC para se sentar no foi de 500 μm por 500 μm, escolhidos para ajustar o tamanho do molde. O tamanho fio de ligação almofada alvo foi escolhido para ser de 200 μm por 200 μm e espaçadas aproximadamente 200 μm longe da borda do molde a fim de dar folga suficiente para fio de ligação

(discutido abaixo). O tamanho e espaçamento do eletrodo variam e foram empiricamente otimizados usando quatro pares de eletrodos espaçados 2 mm, 1,5 m, de 1 mm, e 0,5 mm de distância umas das outras. Verificou-se que os eletrodos de espaçamento maior do que 1,5 mm foram óptimos para a gravação. atenuação de sinal mínima foi notada entre 2 mm e 1,5 mm, e a força do sinal diminuiu em cerca de 33% entre 1,5 mm e 1 mm.

[0261] Na segunda iteração de dispositivo implantável, três preocupações principais preocupações foram abordados: 1) tamanho, 2) facilidade de fio de ligação, 3) implante / comunicação. Em primeiro lugar, para diminuir a espessura da placa do substrato FR-4 foi substituído por uma 2 mil (cerca de 50,8 μm) de espessura poliimida PCB flexível (AltaFlex, Santa Clara, CA), bem como diluindo o ASIC (Moagem e em cubos Services Inc., San Jose, CA) a 100 μηι. Para facilitar a ligação, o cupão ASIC e PZT foram transferidos para o mesmo lado, com apenas os eletrodos de registo sobre o lado de trás do substrato. Embora colocar o cupão ASIC e PZT sobre o mesmo lado da placa impõe um limite de quanto o tamanho do substrato pode ser reduzida, o espaçamento entre os eletrodos restrito o comprimento da placa de pelo menos 2 mm. Para empurrar esforços de minimização de almofadas de ligação ASIC foram reduzidas para 100 μm por 100 μm, mas o espaçamento entre 200 μm almofadas de ligação e o ASIC si teve de ser mantida para proporcionar espaço para o fio de ligação. As almofadas de fixação para o cupom PZT também foi reduzido e colocado mais perto da borda da placa, com a justificativa de que o cupom PZT não tem que sentar totalmente na placa, mas poderia pendurar fora dela. Além disso, a localização das almofadas relativamente ao ASIC também foi modificada para facilitar a ligação. No projeto original, o layout vínculo almofada em torno do ASIC necessárias duas fio de ligações para atravessar. Isso não é impossível, mas muito difícil de evitar curto-circuito as almofadas. Assim, o layout almofada foi deslocado para que os títulos são caminhos relativamente retas. Por fim, no decurso de experiências de animais, verificou-se que o alinhamento do dispositivo implantável foi muito difícil. Para combater isto, quatro terminais de teste 1 polegada que se estendiam para fora do tabuleiro foram adicionados, dois dos quais conectado directamente para a fonte e dreno do dispositivo de colheita de energia poderia ser medido e a usá-lo como uma métrica de alinhamento. Os outros dois condutores ligar às portas de porta e do centro, a fim de obter um sinal de verdade chão. A fim de evitar confusão sobre qual chumbo pertencia a qual a porta, as vias foram dadas geometrias únicas. Ver a FIG. 14A.

[0262] Houve algum receio de que os cabos de teste pudessem ser facilmente quebrados ou seriam facilmente deslocar a partícula se a força foi aplicada sobre elas. Assim, uma versão com traços serpentina foi projetada. Traços de serpentina (FIG. 14B) têm sido frequentemente utilizados para permitir que interliga deformáveis, como a sua estrutura permite-lhes "acordeão" para fora. Conceptualmente, a concepção de rastreio serpentina pode ser através de uma série de braços de suporte em série por meio de travessas ligadoras.

[0263] Junto com os desenhos apresentados, uma versão em miniatura do dispositivo implantável usando ambos os lados do substrato foram também concebido e montado. Neste projeto, as medidas de tabuleiro cerca de 1,5 mm por 0,6 mm por 1 mm. Devido à miniaturização do conselho, a 5 mil de prata fio "cauda" foi anexado ao dispositivo para gravação. Esta versão não foi testada in vivo.

[0264] O cupon ASIC e PZT foram ligados ao substrato de PCB utilizando adesivos. Existem três maiores preocupações para a escolha de um adesivo: 1) o adesivo deve corrigir o ASIC e PZT firmemente o suficiente para que a energia de ultrassons a partir de fio de ligação não agitar os componentes, 2), devido às escalas sub-milimétrica e localizações dos componentes / pastilhas de substrato, a aplicação do adesivo foi feito de uma maneira relativamente precisa, e 3) o adesivo deve ser electricamente condutor.

[0265] O ASIC e PZT em cubos foram originalmente ligados ao substrato usando um PCB partir de pasta de solda de cura por temperatura. pasta de solda consiste de solda de metal em pó suspenso como esferas no fluxo. Quando o calor é aplicado, as esferas de solda começar a derreter e fundir em conjunto. No entanto, verificou-se que a cura da pasta de solda que muitas vezes resultam em traduzindo ou a rotação do cupão PZT ou mote durante o refluxo. Este apresentou problemas de alinhamento PZT e colheita de energia, bem como problemas de fio de ligação devido às bondalmofadas não sendo apropriadamente posicionado a partir do chip. No entanto, verificou-se que uma prata epóxi em duas partes, o qual consiste simplesmente de partículas de prata suspensos em epóxi era capaz de curar sem reposicionar o chip ou cupão

PZT. Assim, o ASIC e PZT em cubos foram colados no PCB utilizando uma de duas partes condutoras de prata epóxi (H20E, Epotek, Billerica, MA). Os PCB foram então afixados a uma lâmina de vidro usando uma fita de Kapton (fita de filme de poliimida 5413, 3M, St. Paul, MN) e colocado num forno de convecção a 150 ° C durante 15 minutos para curar o epoxi. Enquanto que as temperaturas mais elevadas pode produzir cura mais rápida (Fig. 15), foi tomado cuidado para evitar o aquecimento do PZT além de 160 ° C, a metade da temperatura de Curie do PZT. Aquecendo o PZT nenhum corre maior o risco de despolarização do PZT. Verificou-se que a cura C 150 ° teve nenhum efeito sobre o desempenho CMOS.

[0266] As ligações entre a parte superior do PZT e a PCB, bem como o ASIC e o PCB foram realizadas por fio de ligação de 1 mil Al fio usando um Bonder cunha de ultrassons (740DB, West Bond, Scotts Valley, CA); Neste método de ligação, o fio de Al é enfiado através da cunha do bondhead e de ultrassons de energia "esfrega" o fio de Al contra o substrato, gerando calor por fricção. Este calor resulta na soldagem dois materiais em conjunto.

[0267] O fio de ligação para o ASIC foi difícil de evitar curto-circuitos devido ao tamanho das pastilhas CMOS e o tamanho do pé do fio de ligação. Este problema foi acentuado devido ao posicionamento dos alvos fio de ligação na primeira versão da placa de dispositivo implantável, o que obrigou os pés de duas ligações para ser colocado ao longo da largura mais pequena da almofada ASIC, em vez do comprimento. Enquanto mais fino fio de ouro estava disponível para usar para a colagem, a dificuldade de ligação de ouro thermosonically com um Bonder cunha tornaram impraticável a utilização de fios de ouro para a ligação com este equipamento. Além disso, a fim de eficazmente fio de ligação, é importante ter um substrato plano e fixo; portanto, nosso projeto original de ter o ASIC e PZT em lados diferentes do conselho muitas vezes causou problemas durante o processo de fio de ligação na nossa primeira versão de placas implantáveis. Deste modo, as escolhas de design de substrato feitos na segunda iteração do dispositivo implantável (movendo ASIC e PZT para o mesmo lado, reposicionando as pastilhas para proporcionar trajectórias rectas alvos fio de ligação) muito melhorado rendimento de fio de ligação.

[0268] Por último, porque um ligante de ultrassons foi usado, verificou-se que a ligação para o PZT resultou em uma taxa de construir-se iria danificar o chip uma vez que o PZT foi totalmente ligado ao substrato. Para evitar isto, a fonte e dreno condutores de teste do dispositivo foram descarregados para o solo da Terra directamente antes do fio de ligação do PZT.

[0269] A etapa final do conjunto de dispositivo implantável é o encapsulamento. Esta etapa atinge dois objectivos: 1) isolamento do PZT, almofadas de ligação, e ASIC de ambientes aquosos e 2) proteção dos fios de ligação entre o cupon ASIC / PZT e o PCB. Ao mesmo tempo, deve haver algum método para remover ou prevenir o encapsulante de cobrir os eletrodos de registo. Adicionalmente, o encapsulante não deve impedir a implantação do dispositivo. Finalmente, embora não seja essencial, é de interesse para escolher um encapsulante que é opticamente transparente, de modo que o dispositivo pode ser inspeccionado para defeitos físicos se alguns danos durante a encapsulao.

[0270] O primeiro encapsulante utilizado foi Ligação de cristal (509', Suprimentos SPI, West Chester, PA). Ligação de cristal é um adesivo que é sólido à temperatura ambiente, mas começa a amolecer' a 71 ° C e funde-se com um líquido viscoso a 121 ° C. Após a remoção do calor do Ligação de cristal, que re-solidifica dentro de minutos, permitindo um bom controlo. Para encapsular o dispositivo implantável, um pequeno floco de Ligação de cristal foi rasalmofadao com uma lâmina de barbear e colocadas directamente sobre o dispositivo. A placa foi, em seguida, aquecida utilizando uma placa de aquecimento, em primeiro lugar se levar a temperatura para cerca de 70 ° C quando o floco iria começar a deformar-se e, em seguida, aumentando lentamente a temperatura até que o Ligação de cristal tornou-se completamente líquido. Uma vez que a borda da gota Ligação de cristal líquido expandido passado o fio de ligação mais distante, mas não a almofada de gravação, a placa de aquecimento foi desligada e a placa foi transferida rapidamente para fora da placa sobre um mandril de arrefecimento, onde o Ligação de cristal seria re- solidificar.

[0271] Embora a ligação de cristal foi eficaz, verificou-se que UV epóxido curável poderia dar-nos uma melhor selectividade e a biocompatibilidade, assim como de cura rápida. Em primeiro lugar, um acrílico luz-curável (3526, a Loctite, Dusseldorf, Alemanha) foi testada, que cura com a exposição à luz ultravioleta. Uma agulha de costura foi usada como um aplicador para obter uma elevada precisão e o epoxi foi curada com um ponto de laser de 405 nm, durante 2 minutos. Esta epóxi funcionou bem, mas não médico-classe e, portanto, não era apropriado para um implante biológico. Assim, um epoxi curável UV de grau médico (OG116-31, EPO-TEK, Billercia, MA) foi tentado. O epóxido foi curado numa câmara de UV (Flash, Asiga, Anaheim Hills, CA), com 92 mW / cm a 365 nm durante 5 minutos. Enquanto esta epoxi era ligeiramente menos viscoso do que o epoxi Loctite, usando uma agulha de costura de novo como um aplicador permitido para encapsulamento selectiva. Como um isolador e mecanismo de proteção para os fios de ligações; a epoxi foi muito eficaz, mas verificou-se fugas durante a submersão prolongada na água (~ 1 hora). Um segundo epóxido de grau médico que apontado para a estabilidade de até um ano, foi considerado (301-2, EPO-TEK, Billerica, MA), mas verificou-se não ser suficientemente viscoso e necessária forno-cozedura durante a cura. Apesar da instabilidade do epóxi ultravioleta, a duração da utilização era adequada para aguda em experiências in vivo.

[0272] Para melhorar a estabilidade do encapsulante, parileno-C também foi considerado como um material de encapsulamento. Parileno-C é um FDA aprovou polímero biocompatível que é química e biologicamente inerte, uma boa barreira e isolante elétrico, e extremamente conformada quando o vapor depositado). de deposição de vapor de Parylene-C é alcançada vaporizando pó Parylene C-dímero a temperaturas acima de 150 ° C. O vapor de Parylene C-dímero é então aquecida a 690 ° C, a fim de pirólise para a ocorrer, a clivagem do dímero-Parylene C em monómeros. O monómero, em seguida, enche a câmara, que é mantido à temperatura ambiente.

O monómero polimeriza quase instantaneamente, uma vez que entra em contacto com quaisquer superfícies.

Para todos os dispositivos, Paraylene-C foi depositado utilizando um sistema de deposição de parileno (SCS Labcoter 2 Parylene Deposição Sistema, sistemas de revestimento especiais, Indianapolis, IN) com os parâmetros mostrados na Tabela 1. Note-se que a tabela indica a temperatura da câmara de calibre como 135 ° C.

Isto é distinto da temperatura real da câmara; em vez do medidor de câmara é simplesmente o indicador de vácuo da câmara de processo.

É importante manter a temperatura a pelo menos 135 ° C para evitar deposição de parileno no medidor.

Para o primeiro lote de FR-4 placas, parileno foi dirigida por selectividade usando fita de Kapton para mascarar os eletrodos.

No entanto, verificou-se que, devido a pequena etapa entre os eletrodos de registo e os alvos fio de ligação ASIC, não havia área superficial suficiente para a fita para fixar bem à placa e que muitas vezes escorregou, resultando em almofadas de eletrodo revestido.

Na segunda iteração de dispositivo implantável, um revestimento de parileno foi tentada utilizando uma estratégia em que toda a placa foi revestida, em seguida, remover o parileno fora os eletrodos com uma ponta de sonda.

A fim de assegurar que parileno foi revestida sobre todo o dispositivo, os dispositivos implantáveis foram suspensos no ar por amortecimento-los entre duas pilhas de lâminas de vidro.

Tabela 1: Parâmetros de Deposição do Parilene-C Temperatura do forno 690 deg.

C

Temperatura do medidor de câmara 135 deg. C Temperatura do vaporizador 175 deg. C Pressão base 14 mTorr Pressão de operação 35 mTorr Massa de Paraliene-C 5 g

[0273] O que se segue proporciona detalhes adicionais para a fabricação do dispositivo implantável.

[0274] Antes de começar a trabalhar com os PCBs, ASICs, ou cupons de PZT, preparar dois porta-amostras para as placas de poeira. Para fazer isso, basta tomar duas lâminas de vidro (3 mm x 1 mm x 1 mm lâminas funcionam bem) e coloque uma tira de fita dupla face no slide longitudinalmente. A fita será usada para corrigir as partículas de poeira no lugar para que o resto das etapas podem ser executados. Em um dos slides, também adicionar um pedaço de fita Kapton (3M) do lado adesivo para cima em cima da fita dupla face. Esta corrediça vai ser a corrediça usada para a cura, como a elevada temperatura de cura pode causar problemas com o adesivo da fita de dupla face.

[0275] Em seguida, misturar uma pequena quantidade de pasta de prata por pesagem para uma proporção de 1: 1 de parte A e parte B, em um barco de pesagem. Uma grande quantidade de prata-epoxi não é necessária para o processo de montagem. Mostrado abaixo é cerca de 10 g de epoxi (5 g de cada parte), que é mais do que suficiente para três placas, Note-se que o epóxi misturado com prata tem uma vida de prateleira de duas semanas, se colocadas a 4 ° C. Então sobra epóxi pode e deve ser refrigerado quando não estiver em uso. Além disso, epóxis mais velhos (vários dias a uma semana) tendem a ser ligeiramente mais viscoso do que epoxy fresca que pode fazer a aplicação mais fácil,

[0276] Os substratos chegam panelizados e terão de ser removidos. Cada placa é ligada ao painel em vários pontos de fixação sobre as pontas de prova e Vias - estes pontos de fixação podem ser cortados usando um micro-bisturi (Feather Safety Razor Co., Osaka, Japão). Uma vez que o PCB foi individualizado, utilizando-fibra de carbono com ponta de pinças ou pinças de plástico ESD, coloque o PCB individualizado para o porta-amostras de alta temperatura.

[0277] O molde picado / diluído são enviados em fita de corte, o que pode torná-lo complicado para remover o molde. De modo a reduzir a adesão entre a matriz e a fita, que pode ser útil para deformar a fita. Com uma pinça com ponta de carbono ou plástico ESD, pressiona-se suavemente a fita e trabalha-se as pinças em um movimento circular em torno da matriz. Para verificar se o molde foi liberado, gentilmente cutuca-se o chip com a ponta das pinças. Se o molde não sair facilmente, continue a pressionar a fita em torno do chip. Uma vez que o chip se soltar, colocar cuidadosamente o chip no suporte de amostra de alta temperatura junto a sua borda. É aconselhável levar o suporte de amostra para o chip em vez do contrário, para que o chip não está em trânsito, Cuidados devem ser tomados nesta etapa para evitar perder ou danificar a morrer. Nunca force um molde a fita, como força excessiva pode causar um chip para voar fora da fita.

[0278] Em seguida, anexar o molde usando epóxi de prata. Sob um microscópio, use um alfinete ou algo igualmente bom para aplicar uma pequena quantidade de epóxi de prata para o bloco CMOS no PCB. Nesta etapa, é melhor errar do lado de muito pouco epoxy do que muito epoxy, uma vez que mais cola de prata sempre pode ser aplicado, mas a remoção da cola de prata não é trivial. Pequenas quantidades de epóxido não curada pode ser rasalmofadao com a mesma ferramenta usada para a aplicação, apenas garantir o epoxi foi varrido da ferramenta.

[0279] Uma vez que o epóxido foi colocado sobre a almofada, o ASIC pode ser colocada sobre o epoxi. Devido a um erro CAD, alguns dos chips foram refletidas. É importante tomar cuidado que os chips que são refletidos foram orientados a maneira correta na placa para garantir que não haja fios precisa atravessar durante a fio de ligação.

[0280] Uma vez que os ASICs foram situados nas placas correctamente, a prata epóxi pode ser curado colocando-o num forno a 150 ° C durante 15 minutos. Note-se que diferentes temperaturas podem ser usadas se necessário - ver FIG. 15 para mais detalhes. Após o epoxi de prata tenha sido curada, o duplo controle adesão empurrando cuidadosamente em cada morrer, Se o dado se move; será necessária uma segunda camada de prata epóxi.

[0281] Para se preparar para fio de ligação, mover os dispositivos de suporte para a amostra de alta temperatura para titular a amostra normal. Esta mudança é necessária porque a adesão de fita dupla face é mais forte do que o da fita de Kapton assim fio de ligação será mais fácil. Um pedaço de fita dupla face deve ser bom o suficiente para fixar o suporte de amostra para suporte da peça do fio de ligação. É melhor para garantir que o suporte da peça não tenha sido previamente coberto com fita dupla face para que os cabos de teste não ficar acidentalmente preso a nada. Se necessário, a fita de sala limpa pode ser usada para fornecer aperto adicional do suporte de amostras.

[0282] Garantir a fio de ligação está em boas condições, fazendo títulos no teste-substrato fornecido usando as configurações almofada. Assegurar que o fio de ligação está em condição é importante, como uma cunha danificado não irá aderir bem e de forma eficaz apenas danificar as almofadas ASIC. ligações para a frente (primeira ligação na matriz, segunda ligação sobre o substrato) deve ser feita da seguinte ordem: 1. Portão. 2. massa. 3. Center. 4. Escorra. 5. Fonte. Embora não seja crítico que os títulos ser feita, por esta ordem, por esta ordem minimiza o número de reorientações substrato e evita danos acidentais para as ligações devido ao bondhead. ajustes de ângulo pequenas do suporte da peça podem ser feitas para facilitar a ligação; é imperativo que este vínculo ser o mais reto possível. No caso em que o pé da segunda ligação ergue a partir do substrato, mudando o número de títulos para um ligando e o pé de novo pode ajudar. Se a aderência adequada não pode ser feita, uma solução potencial é para ligar o pé da ligação e o substrato usando prata epóxi. Além disso, calções causados por dois pés de títulos tocante pode ser resolvido por muito cuidadosamente cortando- se o metal de transição usando um microscalpel.

[0283] os parâmetros de ligação de trabalho conhecidos podem ser encontrados na Tabela 2, abaixo. Estes parâmetros são simplesmente diretrizes e deve ser modificado conforme necessário. Precisando excesso de energia (maior do que 490) é tipicamente indicativa de um problema: a fixação do substrato (tanto PCB a lâmina de vidro e CMOS para PCB), condição de cunha, e condição almofada deve ser verificado todos. No caso de condição almofada, almofadas danificadas devido a tentativas fio de ligação anteriores normalmente requerem maior potência - em alguns casos, os dispositivos são recuperáveis, mas tentativas de se relacionar com o poder superior a 600 geralmente resulta em muitos danos para as almofadas para uma boa Union. Tabela 2: Parâmetros para ASIC Westbond 7400B Al Ligação # Força Tempo 1 (ASIC) 420 40 ms 2 (Substrato) 420 40 ms

[0284] A ligação de arame Pós-, o dispositivo deve passar por testes elétricos para assegurar a ligação adequada. Se usar um tipo de uma matriz, as características de IV deve ser mais ou menos como se mostra na Tabela 3. Tabela 3: Características típicas de IV para o molde tipo 1 sob V dS Vgs Ids 0 V 0.5 A

0.1 V 0.74 A

0.2 V 10.6 A

0.3 V 51.4 A

0.4 V 0.192 mA

0.5 V 0.39 mA

0.6 V 1.14 mA

0.7 V 1.55 mA

0.8 V 1.85 mA Se as características IV não parecem corretas, um método de solução de problemas valiosa está verificando as resistências entre o dreno e no centro, centro e fonte e dreno e fonte. Se o dado estiver funcionando corretamente, deve-se esperar cerca de 90 resistência kQ entre o dreno e centro ea fonte e centro, e cerca de 180 Ω k entre o dreno e fonte.

[0285] Após a confirmação de que o FET está ligado adequadamente, o cupão PZT deve ser ligado. Isto é feito de uma forma semelhante ao fixar o ASIC: coloque um pouco de prata epóxi usando uma agulha de costura no bloco apropriado. É melhor colocar o dab epóxi na extremidade traseira da almofada (para o final da placa) desde o cupom PZT não será centrado no teclado, mas adiado para que o cupom está pendurado para fora do tabuleiro. Tenha em mente que a polaridade do cupom PZT tem um pequeno efeito sobre a sua eficiência. Para determinar se ou não o cupom está na posição correta, verifique se a face inferior é maior do que a face superior. Devido ao caminho da serra corte em cubos, o fundo do vale, é um pouco maior do que o topo do cupom. Assim, as bordas da face inferior podem ser visto a partir de uma vista de cima para baixo, em seguida, o cupão foi colocada na mesma orientação como estava quando o disco foi cortada em cubos.

[0286] O fio de ligação PZT é feito de um modo semelhante ao ASIC (ligação adiante, o PZT para o PCB). No entanto, uma mudança crucial é que as vias de drenagem e de origem deve ser aterrado. Há uma porta de ligação à terra junto ao Westbond que pode ser acedido por meio de um conector de banana. A título de orientação, os parâmetros mostrados na Tabela 4 foram conhecidos para trabalho. Tabela 4: Parâmetros para PZT Westbond 7400B Al

Ligação # Força Tempo 1 (PZT) 390 40 ms 2 (Substrato) 490 40 ms

[0287] Uma ligação bem sucedida pode exigir várias tentativas dependendo de quão bem o cupão PZT é ligado ao substrato. As tentativas adicionais de que são feitas, o pior a estrutura mecânica do PZT torna-se (o revestimento de prata vai ficar danificada) de modo que é melhor para tentar optimizar muito rapidamente o processo. Bonds que falham devido ao descolamento pé geralmente implica poder não é suficiente. Bonds que falham devido à quebra do fio no pé geralmente implica muita energia.

[0288] Depois de uma ligação bem sucedida é feita, é sempre boa para fazer outro teste elétrica para assegurar que a ligação da PZT não danificou o ASIC.

[0289] Como etapa final, os fios de teste foram soldadas às vias e encapsular o dispositivo, os fios de teste são fios 3 mil de prata. Nate que estes fios são isolados: o isolamento pode ser removido, colocando o arame próximo de uma chama (não na chama) e acompanhando o plástico fundido e diminuir.

[0290] Depois de fios de solda, o dispositivo pode agora ser encapsulado. O encapsulante é OG116-31 de grau médico UV epoxi curável e deve ser dispensada utilizando uma agulha de costura. Um método eficaz é o de colocar uma grande queda de epoxi sobre o cupão PZT e uma grande gota, ao longo do ASIC. Usando uma agulha limpa, empurrar a gota através da placa de modo que toda a parte de cima do tabuleiro é revestido. O epoxi deve molhar a bordo, mas não transbordar, devido à sua tensão de superfície. Uma vez que o corpo principal da placa é revestido, a vias também deve ser revestido, bem como as faces laterais do piezo. A placa pode então ser curado numa câmara de UV durante cerca de 5 minutos. Verificou-se que os fios de teste podem, ocasionalmente, entre em contato com algo na câmara de UV e curta o ASIC. Assim, antes de colocar a placa na câmara, é bom para quebrar os fios para baixo ou colocá-lo em um pouco de fita, a fim de isolá-los de quaisquer superfícies de câmara.

[0291] A seguir cura, a parte traseira deve ser revestida. Em particular, o cupão PZT exposto que paira sobre a placa, bem como o lado posterior das vias de teste e as duas vias na parte traseira da placa, que ligam os eletrodos ao lado superior da placa. Esta parte pode ser um pouco complicada devido ao pequeno espaço entre as vias parte traseira e os eletrodos, por isso é melhor começar com uma quantidade muito pequena de epóxi e colocá-lo perto da borda da placa, em seguida, arraste o epóxi em direção ao vias. A parte traseira da placa deve ser curada do mesmo modo como o lado superior. Uma vez que a placa é completamente encapsulada, um teste elétrico final deve ser feito, e mediante passagem, o dispositivo implantável é agora completa. Exemplo 2 - Configuração para os Dispositivos implantáveis Testes

[0292] Teste de implantável tem sido sempre complicado devido à magreza das pontas de prova que se estendem para fora do tabuleiro. Grampeamento para dentro e fora destas vias para medições IV resultou muitas vezes em puxar as pontas de fora do corpo do dispositivo. Além disso, devido aos condutores de teste, que é difícil de realizar medições de teste água-tanque; como eletrônicos expostos em água resultaria em shorts. De modo a contornar este problema, um PCB foi concebido para servir como um teste para as medições do dispositivo implantável. Os PCB (Circuitos da área da baía, Fremont, CA) foi feito de FR-4 e 60 mil de espessura; que inclui quatro vias, distribuídas na placa para coincidir com o layout da versão duas placas de dispositivos implantáveis.

[0293] Os pinos cabeçalho Gold (Pin Strip cabeçalho, 3M, Austin, TX) foram soldadas para as vias para que eles se estendia desde a placa em ambos os lados do tabuleiro. Isto permitiu-nos colocar nossos dispositivos em cima da cama de teste, e tocar para o implantável, acessando os pinos de cabeçalho. Em seguida, para isolar as vias, tampas de plástico feitas de tereftalato de polietileno (PETG) foram impressos em 3D (X Flashforge Criador, FlashForge, Jinhua, China). Estes tampões foram impressos com uma ranhura, de modo que um anel de vedação pode ser colocado no interior da ranhura e criar um selo à prova de água em torno dos pinos de cabeçalho. Os tampões foram ligados à placa de compressão e foi criado através da perfuração de furos de 2 mm através da PCB e a tampa utilizando um micro-moinho (47158, porto de carga, Camarillo, CA) e enroscando a tampa e a placa de conjunto. Os fios que se estendem a partir da plataforma de testes foram soldadas aos pinos de cabeçalho e os pinos foram então encapsulados. Para medir a eficácia da vedação, as placas foram submersas numa solução aquosa 6 M de NaCl e a resistência entre os pinos foi medida utilizando um roteiro A

MATLAB Keithley 2400. foi escrita para gravar e representar graficamente a resistência ao longo do tempo automaticamente. Uma queda na resistência indicaria que o selo foi quebrado. Como um teste adicional, um pedaço de papel decisivo também foi colocado sob a tampa de plástico com a intenção de que, se a tampa vazou, o papel decisivo que mudam de cor. Os pinos foram encapsulados utilizando o mesmo epóxido de grau médico utilizado para encapsular as placas de dispositivo implantável, e parileno foi depositado sobre o epóxi no lado de trás dos testboards para uma barreira completamente à prova de água. A resistência entre os dois pinos vizinhos do banco de ensaio submerso em solução de água salgada como uma função do tempo para único isolamento epoxi e epoxi mais parileno isolamento foi medido. Sem uma barreira de parileno, o epóxido começou a vazar, permitindo que a água salgada para encurtar os pinos do ensaio de teste.

[0294] Uma versão do dispositivo implantável foi PCB 1 mm x 3 mm x 1 mm feito de FR-4 com um piezoelétrica PZT, silício AS! C, e encapsulado usando ligação de cristal. Estes foram implantados em um nervo ciático de um adulto macho Long-Evans rato anestesiado com uma mistura de cetamina e xilazina IP. Uma medição verdade solo foi obtido utilizando um microfio tungsténio com um eletrodo de agulha de aço inoxidável 28G colocada no pé do animal como uma referência. actividade do nervo foi evocado utilizando estimulação elétrica e dados de retrodifusão foi adquirida através do envio e recepção de ondas de pressão, usando um transdutor (V323-SU-F1 Olympus, Waltham, MA).

[0295] O sinal original entre a partícula de pó foi depois calculado a partir dos dados de retroespalhamento usando MATLAB. Um traçado representativo do sinal reconstruído versus a verdade solo é mostrado na FIG. 16.

[0296] Os dados do dispositivo implantável reconstruídos seguido o perfil geral da verdade solo, capturando o potencial do nervo acção composto, mas várias funcionalidades presentes nos dados reconstruídos (tais como os "dips" encontrado a partir da primeira para a terceira segundo) poderia não ser explicado.

[0297] Uma segunda versão do dispositivo implantável, foi de aproximadamente 0,8 milímetros x 3 mm x 1 mm, e usado um substrato de poliimida e de grau médico UV epoxi curável como encapsulação. Uma mudança de crucial foi a adição de pontas de prova em um. Longo, permitindo que a tensão através do elemento piezoelétrico para ser medido, bem como tirar medições verdade terrestre tocando nos eletrodos de registo. O mesmo protocolo de implante do dispositivo foi usado em duas versões como foi usado em uma versão, mas a reconstrução do sinal com retroespalhamento foi feito em tempo real usando uma placa de emissor-receptor original. Exemplo 3 - Dispositivos Implantáveis encapsulados em carboneto de silício

[0298] Em vez de um encapsulante epoxi, carboneto de silício (SiC) pode ser um material mais eficaz para isolar e proteger o dispositivo implantável. SiC é formada pela ligação covalente de Si e C, formando moléculas orientadas tetraedricamente com curto comprimento da ligação e, assim, uma força de ligação elevada, dando uma elevada estabilidade química e mecânica. Amorfo SiC (a-SiC) foi bem recebido pela comunidade biomédica como um material de revestimento, uma vez que podem ser depositados a temperaturas muito mais baixas do que normalmente exigido por SiC cristalino e é um isolante elétrico. Deposição de um-SiC é geralmente realizada por meio de deposição de vapor químico incrementada por plasma (PECVD) ou de pulverização. A pesquisa em curso usando um sputtered-SiC tem mostrado que é difícil de conseguir uma camada livre de pinhole de SiC. Em vez disso, a PECVD utilizando S1H 4 e CH 4 como precursores é capaz de produzir impressionantes, pinhole filmes livres de SiC.

[0299] Além disso, implantado a-SiC mostrou biocompatibilidade impressionante. Estudos anteriores demonstraram que um eixo 50 de irídio μm revestido com a-SiC implantada no córtex de coelho para -20 dias não mostrou a resposta inflamatória crónica habitual de macrófagos, linfócitos, monócitos recrutados para o local de inserção. Ver Hess et al., PECVD silicon carbide as a thin film packaging material for microfabricated neural electrodes, Materials Research Society Symposium Proceedings, vol. 1009, doi: 10.1557/PROC-1009-U04-03 (2007).

[0300] É interessante considerar uma abordagem para dispositivos implantáveis que envolvem a construção dos dispositivos de silício com um encapsulante carboneto de silício para um implante verdadeiramente crônica. Um processo possível é mostrado na FIG. 17. Um dos maiores desafios aqui é garantir que a PECVD de dívidas de SiC não depole o material piezoelétrico. A fim de ter filmes livres de contaminação, é importante para depositar a uma temperatura mínima de 200 ° C, mas abaixo da temperatura de Curie do transdutor piezoeltrico. Exemplo 4 - Transferência de energia para e retroespalhamento de um transdutor ultrassônico miniaturizado

[0301] Um conjunto de experimentos foram realizados com PZT devido à relativa facilidade de obtenção de cristais de PZT com geometria variável. PZT folhas metalizadas de várias espessuras foram obtidas (PSI-5A4E, dos Piezo Systems, Woburn, MA e PZT 84, APC Internacionais, Mackeyville, PA), com uma espessura mínima de PZT 127 μm. O PZT foi totalmente encapsulado em PDMS silício para biocompatibilidade.

[0302] O método mais comumente utilizado para molde cerâmica PZT é a utilização de um corte em placas bolacha viu com uma lâmina de cerâmica apropriado para cortar folhas de PZT em cristais de PZT individuais. A resolução mínima do corte é determinada pelo corte da lâmina e pode ser tão pequeno como 30 μm.

[0303] Outra opção possível é usar um cortador de laser. Ao contrário do corte em placas serra, corte a laser realiza os cortes, concentrando-se um feixe de laser de alta potência para um material, que funde, vaporiza, remove, e risc o pedaço. A precisão do corte a laser pode ser até 10 μm e é limitado pelo comprimento de onda do laser. No entanto, para o tratamento de amostras sensíveis, tais como cerâmica PZT, a temperatura no local de cortes pode ser prejudicial para o desempenho piezoelétrico do material. corte a laser Excimer de cerâmica utiliza laser UV para cortar com excimer de gases nobres, mas como corte a laser é extremamente caro e há serviços adequados estão disponíveis no momento. Como resultado, uma serra de corte em cubos foi utilizada para realizar todos os cortes.

[0304] A fim de conduzir ou de extrair energia elétrica a partir do PZT, uma ligação elétrica é feita para ambos a placas superior e inferior. Os materiais tipicamente utilizados como um eletrodo para o PZT são prata ou níquel. A prata é geralmente utilizada para uma grande variedade de não-magnéticos e AC aplicações e de prata, sob a forma de flocos na suspensão de uma frita de vidro é geralmente rastreados para a cerâmica e disparado. Para aplicações de alto campo elétrico de corrente contínua, a prata é susceptível de migrar e de ponte entre as duas placas. Como resultado, o níquel, o qual tem boa resistência à corrosão e que não eletro-migram como facilmente pode ser galvanizado ou vácuo depositado como uma alternativa.

[0305] Ambos os materiais podem ser soldados com a soldagem e fluxo adequado. Por exemplo, a prata é solúvel em lata, mas uma solda de prata carregado pode ser usado para evitar a eliminação de prata no eletrodo. teor de fósforo a partir do revestimento de níquel pode fazer solda complicado, mas o fluxo correcto pode remover oxidação superficial. No entanto, durante a soldagem, a fim de evitar que se ultrapasse o ponto de Curie e depoling a amostra PZT, a temperatura de solda deve ser entre 240 e 300 ° C. Mesmo a estas temperaturas, já que o PZT é também piroelétrico, é preciso ter cuidado para não exceder 2 - 4 segundos de tempo de solda.

[0306] Em alternativa, a ligação elétrica pode ser feita utilizando qualquer um de prata epóxi ou de solda de baixa temperatura utilizando pasta de solda. Almofadas de epóxi de prata em duas partes pode proporcionar uma condutividade elétrica suficiente e pode ser curada até à temperatura ambiente durante a noite. No entanto, as articulações tendem a ser frágeis e podem quebrar facilmente durante o teste. A ligação pode ser reforçada usando um epóxi não-condutor como um encapsulamento, mas esta camada adicional apresenta uma carga mecânica ao PZT e pode diminuir significativamente o seu factor de qualidade. Baixa temperatura de pasta de solda, por outro lado sofre uma mudança de fase entre a temperatura de 150 e 180 ° C e pode proporcionar excelente ligação elétrica e uma resistência de ligação que é comparável ao obtido com solda de flash. Por conseguinte, foi utilizada a abordagem de soldagem de baixa temperatura.

[0307] A bolacha de segmentação é capaz de cortar PZT em pequenos cristais de 10 dos μm. No entanto, as amostras que são menores do que 1 mm de dimensão são extremamente difíceis de manusear com uma pinça e a ligação. Além disso, devido à variação do comprimento do fio utilizado para fazer a interface com as placas de topo e de fundo de cristais de PZT (e, por conseguinte, a indutância parasitária e capacitância introduzidas pelo fio) e a quantidade de pasta de solda dispensado através de um número de amostras, as medições espectroscópio de impedância foram inconsistentes.

[0308] Portanto, 31 mil de espessura de duas camadas FR- 4 PCB onde todas as interligações elétricas curtas e de incorporar-os parasitas dos fios e a placa foi fabricado. A placa fabricada, que inclui numerosas estruturas de teste e um módulo para caracterizar individualmente 127 μm, 200 μm, e 250 μm cristais de PZT grossas são mostrados com dimensões na

FIG. 18. Cada célula unitária no módulo de teste contém duas almofadas com dimensões especificadas de um lado da placa de circuito impresso para fazer a interface com os cristais de PZT e almofadas para componentes discretos para backscattering comunicação sobre o lado oposto. A etapa entre as células unitárias é limitado pelo tamanho dos componentes discretos e é cerca de 2,3 milímetros x 2 mm.

[0309] A fim de evitar o manuseamento directamente minúsculos cristais de PZT, FIGS. 19A-E delinear um fluxo de processo de adaptar a ligar-se PZT para o PCB. Como mostrado na FIG. 19 A, a pasta de solda é dispensada utilizando uma bomba a uma pressão constante e por uma quantidade controlada de tempo em uma das almofadas sobre o lado superior. As pastilhas são ou 250 μm, 200 μm, ou 127 μm com base na espessura do PZT utilizado. FIG. 19B mostra um pedaço PZT maior do que a do rato (que pode ser facilmente manuseado) é colocada no topo para cobrir as pastilhas. O conjunto da placa e piezo é cozida num forno para curar a pasta de solda. Portanto, cristais de PZT são agora ligados ao pré-soldadas eletrodos batido. FIG. 19C mostra uma pastilha de corte em cubos de serra faz um total de quatro cortes ao longo das bordas da almofada com a pasta de solda utilizando marcadores de alinhamento sobre a placa, com áreas não-ligado cair fora e deixando uma matriz de pequenos cristais de PZT ligados ao PCB. FIG. 19D mostra único fio de ligação faz um contacto elétrico entre a placa superior do PZT e um eletrodo no PCB, completando o circuito. Finalmente, a FIG. 19E mostra todo o conjunto é encapsulado em PDMS (Sylgard 184, Dow Corning, Midland, MI) para proteger o fio de ligação e proporcionar isolamento.

[0310] Uma vez que o material piezoelétrico é uma estrutura de eletro-mecânico, as suas propriedades elétricas e mecânicas foram caracterizados. Os seguintes detalhes da configuração de teste e técnicas para realizar tais medidas.

[0311] Qualquer aparelho elétrico pode ser modelado como uma caixa preta utilizando uma construção matemática chamada de parâmetros de rede de duas portas. As propriedades dos circuitos são especificadas por uma matriz de números e a resposta do dispositivo de sinais aplicados à sua entrada pode ser calculado facilmente sem resolver para todas as tensões internas e correntes da rede. Existem vários tipos diferentes de parâmetros de rede de duas portas, tais como Z- parâmetros, Y-parâmetros, S-parameters e ABCD-parâmetros, etc, e a conversão entre diferentes parâmetros podem ser facilmente derivadas. O aparelho que nos permite extrair esses parâmetros é chamado um analisador de rede vetorial (VNA). Um VNA incorpora acopladores direccionais a decompor- se a tensão em cada porta em incidente e reflectida ondas (com base na impedância desemparelhamento), e calcular a relação entre estas ondas para calcular espalhamento ou S- parâmetros.

[0312] Antes de realizar as medições usando um VNA, é necessário calibrar o instrumento visto que os pares direcionais internos não são ideais. A calibração também nos permite deslocar o plano de referência da medição para as pontas do cabo, ou seja, calibre fora parasitas do cabo. Existem vários almofadarões de calibração, mas o mais comumente utilizado é aberto, curto, e os procedimentos de calibração carga. O esquema de medição é mostrado na FIG. 20. Agrafos, que são soldadas sobre as extremidades do cabo coaxial, são utilizados para fazer a interface com a parte superior / inferior placas. Os parasitas dos grampos não foram significativos abaixo dos 100 MHz.

[0313] Como um exemplo, um VNA (E5071C ENA, Agilent Technologies, Santa Clara, CA) foi usada para medir as propriedades elétricas de uma (250 μm) cristal PZT. Notou-se que a capacitância medida do cristal PZT vastamente difere da capacitância esperado a partir de um modelo de capacitância de placas paralelas simples devido a capacitâncias parasitárias significativas a partir do PCB e o suporte (grampo e conector). Uma vez que os coeficientes de VNA a etapa de calibração previamente delineado movido somente o plano de medição para as pontas do cabo, estruturas de calibração aberto / curto / carga fabricados na mesma placa foram usadas para incluir os parasitas de tabuleiro e de fixação. A resposta PZT medida correspondeu a resposta esperada após a calibração.

[0314] Usando esta técnica de calibração, a impedância do PZT pode ser representada graficamente como uma função da frequência, tal como, mostrado na FIG. 2 IB. A partir deste enredo, no entanto, é extremamente difícil determinar se há alguma ressonância eletro-mecânico. Quando o resultado da simulação com suporte de ar (sem aperto mecânico) foi revestida, observou-se que a espectroscopia de impedância corresponde bem com a medição a baixas frequências e altas, com a excepção de pico perceptível na frequência de ressonância de cerca de 6 MHz e suas harmónicas. Após a fixação e carregar um lado de PZT com PCB (FR-4), verificou- se que um amortecimento significativo dos picos de ressonância a partir de apoio de ar. Apesar da falta de ressonância observável na medição, observou-se um pequeno balão de cerca de 6 MHz, e a qualidade mecânica factor Q m pode ser calculada usando as seguintes equações: em que fa e fr representam anti-resonante (onde a impedância é maximizada) e frequência de ressonância (onde a impedância é minimizada), Z r representa uma impedância em ressonância, e C p representa a capacitância de baixa frequência. O factor de qualidade é calculado a partir da medição é de cerca de 4,2 em comparação com 5,1 na simulação. De acordo com a folha de dados, o Q descarregado do PZT é -500, indicando que FR-4 de suporte e do fio -bonds estão a causar uma degradação significativa do factor de qualidade. Apesar da redução drástica na Q mecânica dos cristais de PZT, experiências mostraram que o nível do sinal com retroespalhamento diminuiu apenas cerca de -19.

[0315] Na configuração caracterização elétrica, o VNA tem um gerador de sinal para fornecer os dados necessários para a caracterização. A fim de realizar uma caracterização acústico de PZT, ondas acústicas foram geradas e lançadas sobre a amostra a ser usado como uma entrada. Isto pode ser conseguido com transdutores ultrassônicos de banda larga disponíveis comercialmente.

[0316] A fig. 22 mostra a composição de um transdutor representativo, que consiste de um elemento piezoeltrico activo, suporte, e placa de desgaste. O suporte é geralmente feito de um material com elevada atenuação e de alta densidade para controlar a vibração do transdutor por absorver a energia radiante a partir da face traseira do elemento activo, enquanto a placa de desgaste é usada para proteger o elemento de transdutor a partir do ambiente de teste e para servir como uma camada correspondente.

[0317] Testes de ultrassom de transferência de energia foi realizada usando a configuração de casa -Built mostrado na FIG. 23. Um 5 MHz ou 10 MHz único elemento de transdutor (6,3 mm e 6,3 mm activo área, respectivamente, -30 mm de distância focal, Olympus, Waltham, MA) foi montado sobre uma 2-eixo fase traduzindo controlado por computador (Velmex, Bloomfield, NY). A saída do transdutor foi calibrado usando um hidrofone cápsula híbrido (HGL-0400, Onda, Sunnyvale, CA). protótipos de montagem foram colocados num recipiente de água de tal modo que os transdutores podem ser imerso na água, a uma distância de aproximadamente 3 cm directamente acima dos protótipos. Um gerador de pulsos programável (33522B, Agilent Technologies Santa Clara, CA) e o amplificador de radiofrequência (A150, ENI, Rochester, NY) foram utilizados para conduzir transdutores a frequências especificados com trens de pulsos de sinusoidais de 10 ciclos e uma frequência de pulso-repetição (PRF) de 1 kHz. Os sinais recebidos foram amplificados com um amplificador de rádio frequência (BT00500-alfas-CW, Tomco, Stepney, Austrália), conectado a um osciloscópio (TDS3014B, Tektronix, Beaverton OR) para coletar sinal de ultrassom e gravá-los usando MATLAB.

[0318] A fig. 24A e FIG. 24B mostram uma medição representativa da energia do transdutor de 5 MHz como uma função da distância entre a superfície do transdutor e o hidrofone (eixo z) de saída. A pressão de pico em água foi obtida a -33 mm de distância da superfície do transdutor (FIG. 24A), enquanto o pico de -rated (com 0,3 dB / cm / MHz) era a -29 mm (FIG. 24B). FIG. 25A mostra o varrimento XZ classificado-de saída do transdutor, que mostram tanto campo curto e almofadarões de feixe campo Far e uma distância de Rayleigh ou um ponto focal a -29 mm, correspondente ao pico classificado-de na FIG. 24B. FIG. 25B mostra um corte transversal XY-varredura do feixe no ponto focal de -29 mm, em que a largura do feixe 6 dB medidos cerca de 2,2 mm.

[0319] A potência de saída acústica integrada total do transdutor em várias frequências mais a largura de banda de 6 dB do feixe foi nominalmente mantido a uma pTA da média temporal de pico espacial de 29,2 μW /cm2, o que resulta em uma potência total de saída de -1 μW no ponto focal, com uma pressão de rarefacção pico de 25 kPa e um índice mecânico (MI) de 0,005. Tanto o IMTPE classificado-de MI e estavam muito abaixo do limite de regulamentação FDA de 720 mW / cm e 1,9, respectivamente (FDA 2008).

[0320] A fig. 21 A mostra a eficiência de transferência de energia medido do protótipo totalmente montada com a perda de cabo calibrado para fora para vários tamanhos de transdutor de dispositivo implantável, em comparação com as previsões feitas analíticos para esta mesma configuração. resultados medidos combinando o comportamento modelo simulado de muito perto em todos os tamanhos de transdutor, com a excepção de algumas dimensões menores do transdutor,

provavelmente devido à sensibilidade ao transdutor de posição e a largura do feixe de ultrassom. A eficiência medida da ligação para o menor cristal PZT (127 μm)3 foi 2,064 x 10-5, o que resultou em 20 0,64 pW entrado no transdutor nominalmente. Um máximo de 0,51 μν pode ser recuperado no transdutor, se a densidade de potência de saída de transmissão foi mantida a 720 mW / cm. Este nível baixo poder colhidas pelo PZT é devido principalmente à ineficiência extremo dos transdutores de banda larga que foram utilizadas para as experiências; dedicado, transdutores feitos por medida em cada dimensão do transdutor com óptima impedância elétrica de entrada pode resultar em mais de 2 ordens de magnitude na potência colhidas nível como previsto pelo modelo de simulação.

[0321] A resposta de tensão elétrica colhidas em um (250 μm) de cristal de frequência PZT é mostrado na FIG. 21C. A frequência de ressonância foi medida como sendo de 6,1 MHz, que corresponde a mudança na frequência de ressonância previsto para um cubo devido ao coeficiente de Poisson e o acoplamento modo associado entre modos de ressonância ao longo de cada um dos três eixos do cubo. Além disso, o Q calculado de 4 correspondia à Q electricamente medido do PZT.

[0322] O resultado experimental indica que o modelo de análise por acoplamento de potência para os nós de PZT muito pequenos utilizando ultrassons é preciso para baixo a pelo menos -100 escala μm e provavelmente inferior. Ele continua a ser visto apenas como shopping um transdutor pode ser fabricado antes de perda de função. Note-se que as medições de nodos ainda menores (<127 μm) eram limitados não pelo processo de montagem protótipo mas pela disponibilidade comercial de substratos de PZT. Movendo-se para a frente, foi utilizado ser o considerável volume de pesquisa e técnicas que se debruçou sobre ressonadores RF micro e nanoeletromechanical (ver Sadek et al., Wiring nanoscale biosensors with piezoelectric nanomechanical resonators, Nano Lett., vol. 10, pp. 1769-1773 (2010); Lin et al., Low phase noise array-composite micromechanical wine-glass disk oscillator, IEEE Elec. Dev. Meeting, pp. 1-4 (2005)) and thin-film piezoelectric transducer (see Trolier-McKinstry et al., Thin film piezoelectrics for MEMS, J. Electroceram., vol. 12, pp. 7-17 (2004)) para facilitar extremamente pequenos (10 dos μm) transdutores e avaliar verdadeiramente a teoria de escala. Exemplo 5 - formação de feixe usando matriz transdutor ultrassônico

[0323] Neste exemplo, um sistema de formação de feixe ultrassônico capaz de interrogar sensores implantáveis individuais através de retrodifusão em, uma plataforma de gravação à base de ultrassom distribuído é apresentado. Um ASIC personalizado acciona um conjunto de transdutores de PZT 7 x 2 com 3 ciclos de onda quadrada de 32 V com um tempo de atraso programável específico para focar o feixe no 800μ m partícula de pó neural colocados 50 milímetros de distância. A eficiência de medição acústica-a-elétrico conversão do cisco receber em água é de 0,12% e o sistema global proporciona 26,3% da potência da fonte de 1,8 V de alimentação para a unidade de saída do transdutor, consome 0,75 UJ em cada fase de transmitir, e possui uma alteração de

0,5% no retroespalhamento por volt aplicado à entrada do circuito de retrodifusão. Uma maior miniaturização de tanto a matriz de transmissão e o cisco receber pode abrir o caminho para um sistema de detecção e neuromodulação usável, crónica.

[0324] Neste sistema altamente distribuído e assimétrica, em que o número de dispositivos implantados supera os transceptores interrogação por uma ordem de magnitude, de formação de feixe pode ser usado para interrogar eficientemente uma grande variedade de dispositivos implantáveis. Investigação em algoritmos de formação de feixe, trocas, e desempenho na plataforma de dispositivo implantável, demonstrou que a cooperação entre diferentes interrogadores é útil para se obter interferência suficiente supressão de dispositivos implantáveis próximas. Ver Bertrand et al., Beamforming approaches for untethered ultrasonic neural dust motes for cortical recording: a simulation study, IEEE EMBC, 2014, pp. 2625-2628 (Aug. 2014). Este exemplo demonstra uma implementação de um sistema de formação de feixe de ultrassons para o interrogador e sistema de dispositivo implantável mostrada na FIG hardware. 2A. O ASIC (ver, por exemplo, Tang et al., Integrated ultrasonic system for measuring body-fat composition, 2015 IEEE International Solid-State Circuits Conference – (ISSCC) Digest of Technical Papers, San Francisco, CA, 2015, pp. 1-3 (Feb. 2015); Tang et al., Miniaturizing Ultrasonic System for Portable Health Care and Fitness, IEEE Transactions on Biomedical Circuits and Systems, vol. 9, no. 6, pp. 767-776 (Dec. 2015)), tem 7 canais idênticos, cada um com 6 bits de controlo de atraso com resolução de 5 ns para transmissão do feixe de formação, e integra deslocadores de nível de alta tensão e um receber / transmitir interruptor que isola qualquer furo de passagem elétrica.

[0325] O ASIC opera com um único abastecimento de 1,8 V e gera uma onda quadrada de 32 V para accionar transdutores piezoelétricos por meio de bombas de carga integrada e deslocadores de nível. O sistema proporciona -32,5% da potência da fonte de 1,8 V para a tensão de saída 32V e -81% de 32V para a carga de saída (cada elemento transdutor é de 4,6 pF). O diagrama de blocos ASIC é mostrado na FIG. 2A; os pormenores de circuito para permitir que baixo consumo de energia por medição pode ser encontrado em in Tang et al., Integrated ultrasonic system for measuring body-fat composition, 2015 IEEE International Solid-State Circuits Conference – (ISSCC) Digest of Technical Papers, San Francisco, CA, 2015, pp. 1-3 (Feb. 2015). O ASIC é fabricado em 0.18μ m CMOS com transistores de alta tensão. A área de chip é 2,0 milímetro e inclui o sistema completo, exceto para o controlador digital, ADCs, e dois off-chip bloqueando capacitores.

[0326] A criação de um conjunto de transdutores é uma forte função da profundidade desejada de penetração, o tamanho da abertura, e tamanho do elemento. Quantitativamente, a distância de Rayleigh, R, da matriz pode ser calculado como se segue: em que D é o tamanho da abertura e λ é o comprimento de onda dos ultrassons no meio de propagação. Por definição, Rayleigh distância é a distância em que o feixe irradiado pela matriz é totalmente formado; em outras palavras, o campo de pressão converge para um foco natural a uma distância de Rayleigh e, a fim de maximizar a potência recebida, é preferível colocar o receptor a uma distância de Rayleigh onde feixe de espalhamento é o mínimo.

[0327] A frequência de operação é optimizada para o tamanho do elemento. Um estudo preliminar em um tanque de água mostrou que a eficiência energética máxima é alcançada com uma (800 μm) 3 cristal PZT, que tem uma frequência de ressonância de 1,6 MHz de pós-encapsulação, resultando em λ - 950 μm. A etapa entre cada elemento é escolhido para ser um múltiplo ímpar de metade do comprimento de onda, a fim de beamform eficazmente. Como um resultado, para esta demonstração de capacidades de formação de feixe, a abertura global é de ~ 14 milímetros, o que resulta na distância de 50 mm de Rayleigh. No 50mm, dado o tamanho do elemento de 800 μm, cada elemento é suficientemente longe do campo (R = 0,17 milímetros); por conseguinte, o almofada de feixe de elemento individual deve ser omni-direccional suficiente para permitir a formação do feixe.

[0328] Existem vários transmissão e recepção de técnicas de formação de feixes que podem ser implementadas. Neste documento, o algoritmo de transmissão de formação de feixe demora-e-soma tempo é escolhido, de tal modo que os sinais interferem construtivamente na direcção alvo. Este algoritmo é capaz de demonstrar de orientação de feixe e transferência de potência máxima a vários dispositivos implantáveis. A fim de acomodar a comunicação retroespalhamento a vários dispositivos implantáveis simultaneamente, os algoritmos mais sofisticados pode ser necessária. Estes podem incluir formação de feixe demora-e-soma, de forma linear constrangido de formação de feixe mínimo-variância, beamforming convexo- optimizada para um único feixe, beamforming 'multicast' w / optimização convexa, máxima de formação de feixe de curtose, variância mínima resposta sem distorção robusta de formação de feixe adaptável, decomposição tensor poliádico , e desconvolução de partícula de resposta de pulso de dados no domio do tempo de multi-Rx-canal. O tratamento detalhado de um aspecto deste problema está descrito na Bertrand et al., Beamforming approaches for untethered ultrasonic neural dust motes for cortical recording: a simulation study, IEEE EMBC, 2014, pp. 2625-2628 (Aug. 2014).

[0329] Cada um dos canais 7 é acionado por 3 ciclos de onda quadrada de 32 V com um tempo de atraso programável específico de tal modo que a energia é focada na distância de observação de 50 milímetros. O tempo de atraso aplicado para cada canal é calculada com base na diferença na distância de propagação para o ponto de focagem do centro da matriz e a velocidade de propagação da onda de ultrassom no meio.

[0330] Ultrassom foi usado para caracterizar o comportamento de propagação da onda de ultrassom na água com a matriz de identificação descrito acima. Simulado XY (Fig. 26A) e XZ (FIG. 26C) almofadarões de feixe de corte transversal se aproximam da medição, como mostrado, apesar de não modelar o encapsulamento PDMS.

[0331] A água é utilizada como meio para medir o sistema de formação de feixe, uma vez que exibe propriedades acústicas similares como o tecido. Pré-metalizado titanato zirconato de chumbo (PZT) folhas (APC internacionais, Mackeyville, PA) são em cubos com uma bolacha vi a 800 μm x 800 μm x 800 μm cristais (capacitância paralela de 4,6 pF cada), que é o tamanho de cada transmissão elemento. Cada elemento PZT é ligado electricamente para o canal correspondente no ASIC, utilizando uma folha condutora de cobre e de epoxi para o terminal inferior e um fio de ligação para o terminal superior. A matriz é encapsulada em PDMS (Sylgard 184, Dow Corning, Midland, MI) para proteger o fio de ligação e proporcionar isolamento. O factor do PZT cristal pós encapsulamento qualidade é ~ 7. A matriz é organizada em 7 grupos de 2 x 1 elementos, com a etapa de ~ 5 / 2λ ~ 2,3 milímetros. As medidas de matriz de cerca de 14 mm x 3 mm. Finalmente, todo o conjunto é encerrado em um tubo cilíndrico com o diâmetro de 25 mm e a altura de 60 mm e o tubo é cheio com água.

[0332] A almofada de feixe 2D do conjunto de transdutores e de saída são calibrados usando um hidrofone cápsula (HGL-0400, Onda, Sunnyvale, CA). O hidrofone é montado sobre uma fase 2D traduzindo controlado por computador (Velmex, Bloomfield, Nova Iorque). O hidrofone tem um ângulo de aceitação (-6dB a 5 MHz), de 30 °, o que é suficiente para captar o feixe dada a distância de transmissão de 50 mm e a gama de varrimento (± 4 mm).

[0333] O almofada de feixe transversal XY medido com a sobreposição da matriz é mostrado na FIG. 26 A. O atraso aplicado para cada transdutor na matriz (elemento) é mostrado na FIG. 26B. A largura de feixe de -6dB no ponto focal é de 3,2 mm ~ 3λ. A flexibilidade do ASIC permite tanto de largura e granular programação dos atrasos. O nível do pico de pressão da matriz no 50 milímetros antes e depois da formação de feixe é ~ 6kPa e ~ 20 kPa, respectivamente. A 3X na onda de pressão de saída transmitido depois de formação de feixe corresponde a simulação. A simulação também verifica se a distância de Rayleigh da matriz é de 50 mm, como mostrado na FIG. 26C.

[0334] Além disso, a fim de verificar a capacidade de interrogar vários dispositivos implantáveis, verificou-se a capacidade de condução de feixe da matriz, como mostrado na FIG. 27A (que mostra a condução do feixe em três posições diferentes no plano XY), com o retardo de tempo para cada posição do feixe mostrado por baixo na fig. 27B. A direcção do feixe ID corresponde muito de perto com a simulação, como mostrado na FIG. 27C. Note-se que o intervalo de condução de feixe está limitado a ± 4 mm, devido à construção mecânica da matriz, em vez da capacidade eletrônica.

[0335] O hidrofone é substituído com um dispositivo implantável (com um μm x 800 x 800 μm μm transdutor piezoelétrico em massa 800) e colocado a uma distância de transmissão de 50 mm para verificar a ligação de alimentação. O circuito aberto de pico-a-pico de tensão medido no mote é de 65 mV, para uma transmissão de pulsos de duração-2,56 μβ. A potência média de pico espacial acústico integrado através da largura de feixe -6dB no ponto focal é μν 750, que é de 0,005% do limite de segurança FDA. A potência máxima em harvestable a partícula é de 0,9 μν, resultando na eficiência de conversão acústico-para-elétrica medida de 0,12%. O resultado medido está de acordo com o modelo de ligação (ver Seo et al., Modelo de validação de partículas de pó desengatados de ultrassons neurais para gravação cortical, J. Neurosci. Methods, vol. 244, pp. 1 14-122 (2015)). O sistema de entrega 26,3% da potência da fonte de alimentação de 1,8 V para a unidade de saída do transdutor (definido como a condução de eficiência) e consome 0,75 μ J em cada fase de transmitir.

[0336] A capacidade de comunicação retroespalhamento de ultrassons do sistema é verificada através da medição da diferença do nível de tensão de retrodifusão como a entrada para o circuito de retrodifusão (ver Seo et al., Modelo de validação ciscos neurais de ultrassons libertas de pó para gravação cortical, J. Neurosci. Methods, vol. 244, pp. 1 14- 122 (2015)), e é ajustado com uma fonte de alimentação DC. O tempo de transmissão ea duração do sistema são 3 μβ e 80 μβ, deixando uma -77 μβ janela para a recepção. Um elemento 2 x 1 no centro da matriz é usado para receber o retroespalhamento. A saída dos cristais receber é amplificado e digitalizado para processamento. A sensibilidade medida retroespalhamento é -0,5% por volt aplicado à entrada do circuito de retroespalhamento, a qual está de acordo com a simulação. O desempenho global do sistema é resumida na Tabela 5. Tabela 5: Resumo de Desempenho do Sistema Fonte de voltagem 1.8 V Saída de voltagem 32 V Número de canais 7 Frequência de operação 1.6 MHz

Bomba de carga + nível de eficiencia do 26.3% deslocador Eficiência acustica-a-Elétrica 0.12% Alteração do Backscatter 0.5 %/V Energia por fase de transmissão 0.75 J

[0337] As nossas medições com o sistema de formação de feixe de ultrassons sugerem que a formação de feixes de transmissão sozinho pode fornecer suficiente rácio de sinal- para-ruído (SNR) para permitir que vários sensores de interrogação na plataforma poeira neural. A diminuição da SNR com a miniaturização do grão de poeira pode ser largamente atenuado através da implementação de receber beamform. Além disso, a fim de aumentar a taxa de interrogação, um poderia explorar um meio alternativo de multiplexagem, como o de multiplexagem espacial onde múltiplas partículas são interrogados ao mesmo tempo, com o mesmo feixe de transmissão. No entanto, é importante considerar o trade-off design do sistema entre a carga de processamento / comunicação ao consumo de energia. Além disso, a supressão de interferências suficiente de partículas de pó nas proximidades é necessário para atingir o SNR necessário.

[0338] A eficácia acústica-para-elétrica a 0,12% domina actualmente a eficiência (Pfiarvested ) do sistema global. Apesar de tão baixa eficiência da ligação de energia, se ~ 1% do fornecimento .8V regulamento de segurança FDA (espacial média de pico de 1.9W / cnr) pode ser transmitido, que é possível a colheita até 0.92V tensão pico-a-pico e 180 μν ao transdutor de ultrassons μm 800 de 50 mm de distância em água.

[0339] Além disso, a baixa eficiência da ligação de energia nesta demonstração é atribuída a tal distância de transmissão amplo, tal como, determinado pela abertura da matriz e o tamanho do elemento. Por intervenção de nervo periférico, por exemplo, a distância de transmissão desejada é aproximadamente 5 mm, o que inclui a espessura da pele, tecido, etc. De modo a estar no campo distante da matriz, a abertura deve ser ~ 4,4 milímetros. Além disso escalonamento de cada elemento pode reduzir as dimensões globais da abertura da matriz e a distância de transmissão para baixo para os desejados 5 mm. Simulação indica que acústico-para- elétrica eficiência de até 1% pode ser conseguida na água com um 100 μm receber transdutor de ultrassons.

[0340] Para a transmissão no tecido, supondo 3dB perda / cm / MHz em tecido, a FIG. 28 mostra a escala de ambos eficiência de ligação e nível de potência recebido determinada operação, a 1% do limite de segurança FDA. Apesar desta perda muito conservadora, a 100 μm, a simulação indica que é possível colher até 0,6 V de tensão pico-a-pico e 75 μν. Portanto, a transferência de energia sem fios no tecido usando esta plataforma é viável. Além disso, este nível de potência é suficiente para operar os circuitos de baixa potência, de elevada eficiência de captação de energia e bombas de carga, semelhante ao ASIC aqui apresentados, para tensões de saída que são adequados para estimular electricamente os neurónios nas proximidades e detectar condições fisiológicas por meio de sensores. Exemplo 6 - Gravação sem fio no Sistema Nervoso Periférico com poeira neural ultrassônica

[0341] O exemplo que se segue demonstra os sistemas de dispositivos implantáveis para a gravação de sinais neurais. O exemplo mostra que o ultrassom é eficaz no fornecimento de energia para dispositivos de escala mm de tecido; Da mesma forma, passiva, a comunicação utilizando retroespalhamento sem bateria permite a transmissão de alta-fidelidade do eletromiograma (EMG) e sinais eletroneurogram (Eng) a partir de ratos anestesiados. Estes resultados destacam o potencial de um sistema de interface neural baseada em ultrassom para o avanço terapias baseadas em bioelectrónica futuras. O exemplo proporciona ainda métodos para determinar a localização e movimento do dispositivo implantável.

[0342] O sistema de dispositivo implantável, foi utilizado in vivo para relatar eletroneurogram gravações (ENG) a partir do nervo ciático de um sistema nervoso periférico, e uma gravação eletromiograma (EMG) a partir de um músculo do gastrocnémio de um rato sujeito. O sistema inclui uma placa de emissor-receptor de ultrassom externa que alimenta e se comunica com o sensor de escala milimétrica ma implantado não seja um nervo ou músculo. Ver a FIG. 29A. O dispositivo implantável inclui um cristal piezoelétrico, um único transistor personalizado, e um par de eletrodos de registo. Ver figuras. 29B, 29C e 29D.

[0343] Durante a operação, os suplentes transdutor externo entre a) emissão de uma série de seis ns 540 pulsa cada 100 e b) escuta para qualquer pulsos refletidos. Toda a sequência de transmissão, recepção e eventos de reconstrução são detalhados na FIG. 30A-H; esta sequência é repetida a cada 100 y & durante a operação. Resumidamente, os pulsos de energia de ultrassons emitidos pelo transdutor externo colidir com o piezocrystal e são, em parte, que se reflecte de volta para o transdutor externo.

Além disso, uma parte da energia de ultrassom faz com que o piezocrystal a vibrar; como esta ocorre, o piezocristal converte a potência mecânica da onda de ultrassom em energia elétrica, que é fornecido ao transístor.

Qualquer variação de tensão extracelular entre os dois eletrodos de registo modula a porta do transistor, alterando a quantidade de corrente que flui entre os terminais do cristal.

Estas alterações na corrente, por sua vez, altera a vibração do cristal e a intensidade da energia ultra-sónica reflectida.

Assim, a forma dos pulsos de ultrassons reflectidos codifica o sinal de tensão eletrofisiológico visto pelos eletrodos implantados e este sinal eletrofisiológico pode ser reconstruído externamente.

As especificações de desempenho de poeira neuronal em comparação com outros sistemas do estado-da-técnica são resumidas na Tabela 6. Tabela 6 Este Ref. 1 Ref. 2 Ref. 3 Ref. 4 Ref. 5 Exemplo

Sem Sem Sem Sem Sem Fonte de Sem fio fio fio fio fio fio energia (US) (RF) (RF) (RF) (RF) (US)

Ganho 46 dB 30 d - - - N/A

Comprimento 0.5 10 kHz 3 kHz 5 kHz - >30 kHz da banda kHz

Frequência TX 1.5 300 2.2- 2.4 1 MHz 1.85 MHz

GHz MHz 2.45 MHz GHz 10 15 8 bits Resolução - - - bits bits (digitizer)

6.5 1.2 500 63 Noise Floor - 180 μVrms* μVrms μVrms μVrms μVrms # Canais 4 64 1 1 1 1 Energia Total 0.36 50 mW 12 mW 47 mW 40 mW 0.12 mW TX mW Energia Avg. 2.63 3.52 0 μW 0 μW 85 μW 0 μW (per ch) μW μW Taxa de dados 1 Mbps 1 Mbps - - - 0.5 Mbps Sem fio Faixa do

0.6 mm 10 mm 15 mm 13 mm 30 mm 8.8 mm tecido Volume (per 360 - - 24 mm3 45 mm3 2.4 mm3 ch) mm3 *Em uma configuração de tanque de água estacionária

[0344] Um dispositivo implantável foi fabricado sobre uma placa de circuito impresso flexível 50 μm poliimida de espessura (PCB) com um piezocrystal de ultrassons do transdutor (0,75 mm x 0,75 milímetros x 0,75 mm) e um transistor de costume (0,5 mm x 0,45 milímetros) ligado a o topside da placa com uma pasta de prata condutora. As ligações elétricas entre os componentes são feitas usando fio de ligações alumínio e traços condutores de ouro. Expostas almofadas de gravação de ouro sobre a parte inferior da placa (0,2 mm x 0,2 mM) estão separados de 1,8 mm e fazer contacto sobre o nervo ou músculo para gravar sinais eletrofisiolicos. sinais gravados são enviados para a entrada do transistor através de micro-vias. Além disso, alguns implantes foram equialmofadaos com 0,35 mm de largura, 25 milímetros de comprimento, condutores flexíveis, compatíveis com os pontos de teste para a medição simultânea da tensão através do piezocrystal e medição com fio directa do potencial extracelular entre o par de eletrodos usadas pelo ultrassons transdutor (isto, com fio de gravação directa de potencial extracelular como a medição verdade chão é referido abaixo, o qual é utilizado como um controlo para os dados de ultrassons reconstruídas). todo o implante é encapsulado em um grau médico UV-curel epóxi para proteger fio de ligações e proporcionar isolamento. Um único dispositivo mede implantáveis cerca de 0,8 milímetros x 3 mm x 1 mm. O tamanho dos implantes é limitado apenas pela nossa utilização de tecnologia de poliimida backplane comercial, que é comercialmente acessível a qualquer pessoa; contando com técnicas de montagem mais agressivos com modelação polímero em casa iria produzir implantes não muito maiores do que as dimensões piezocrystal (produzindo um implante ~ 1 mm).

[0345] Outros detalhes sobre Conjunto de dispositivo implantável. Titanato zirconato de chumbo (PZT) folhas (841, APC Int., Mackeyvile, PA) com -12 μm de disparado em prata foram cortado com as dimensões desejadas, usando uma serra de corte em cubos (DAD3240, Disco, Santa Clara, CA) com uma lâmina de cerâmica (PN CX-010-270-080-H). O cupão PZT em cubos, juntamente com o transistor de costume, foram ligados a um PCB flexel 50 μm poliimida de espessura com imersão ouro (Altaflex, Santa Clara, CA), utilizando uma camada fina de duas partes prata epóxi com 1: 1 razão de mistura (H20E, Epotek, Billerica, MA). A placa foi curada a 150 ° C, que é muito abaixo da temperatura de fusão da poli-imida e a temperatura de Curie do PZT, durante 10 minutos. O transistor costume foi fio de ligaçãoed usando um ultrassons de alumínio fio de ligação alvos (7400B, West Bond, Scotts Valley, CA) para pré-modelado. A fim de evitar a acumulação de carga no PZT do contacto cunha, contactos superiores e inferiores do PZT foram descarregados para uma folha de metal fina antes de fio de ligação de contacto superior do PZT para fechar os circuitos. Médica-grau, epoxi curável por UV (OG116-31, Epotek) foi usado para proteger o fio de ligação e proporcionar isolamento. A plataforma foi então curado na câmara UV (Flash, Asiga, Anaheim Hills, CA), com 92 mW / cm @ a 365 nm durante 3 minutos.

[0346] Um circuito integrado personalizado opera a bordo transceptor externo e permite interrogatório de baixo ruído. Um ultrassom, as interfaces de tabuleiro transceptor externas com que o dispositivo implantável por tanto o fornecimento de energia (modo de transmiss (TX)) e que recebe sinais reflectidos (de recepção (RX) de modo). Este sistema é um baixo consumo de energia, programável, e placa de emissor- receptor portátil que acciona um transdutor de ultrassom externa disponível comercialmente (V323-SU, Olympus, Waltham, MA). A placa de emissor-receptor exibiu um foco classificado-

de pressão a -8,9 mm (fig. 31 A). O XY em corte transversal do feixe de almofada claramente demonstrada a transição a partir do campo próximo a propagação de campo distante do feixe, com o feixe mais estreito na distância de Rayleigh (Fig. 3 IB). O transdutor foi conduzido com um sinal de tensão de 5 V pico-a-pico a 1,85 MHz. O pico de pressão tenha sido reduzida rarefacção medido foi de 14 kPa, o que resulta num índice mecânico (MI) de 0,01. De-classificado pulso espacial média de pico (ISPPA) e pico espacial média de tempo (IMTPE) de 6,37 mW / cm e 0,21 mW / cm 2 em 10 kHz de repetição de pulsos foram 0,0034% e 0,03% do limite regulamentar FDA, respectivamente. A placa de emissor- receptor foi capaz de produzir até 32 V pico-a-pico e a pressão de saída aumentou linearmente com a voltagem de entrada (FIG. 31C).

[0347] Reflexões de interfaces sem piezocrystal fornecer um construído em referência para artefactos de movimento e oscilação da temperatura. Todo o sistema estava submerso e caracterizado por um tanque de água-construído sob encomenda com o manual de 6 graus de liberdade (DOF) de translação linear e fases de rotação (Thorlabs Inc., Newton, NJ). A água destilada foi utilizada como um meio de propagação, o qual exibe impedância acústica semelhante ao tecido, em 1.5 MRayls. Para a calibração inicial do sistema, uma fonte de corrente (2400-LV, Keithley, Cleveland, OH) foi usado para imitar sinais extracelulares, forçando corrente elétrica em diferentes densidades de corrente através de 0,127 mm fios de platina de espessura (773000, AM Systems, Sequim, WA) imerso no tanque. O dispositivo implantável foi submerso no percurso de corrente entre os eletrodos. Como corrente foi aplicada entre os fios, uma diferença de potencial através dos eletrodos surgiu implante. Esta diferença de potencial foi usado para imitar sinais eletrofisiológicas extracelulares durante o teste do tanque.

[0348] Outros detalhes sobre caracterização elétrica e de ultrassons da montagem em água. O transistor costume foi eletricamente testado com um medidor de precisão atual (2400- LV, Keithley) e um fornecimento de energia CC (3631 A, Agilent, Santa Clara, CA). Para caracterizar o piezocrystal antes da montagem, uma trama de impedância foi obtida com um analisador de impedância (4285A, Agilent), utilizando medições de dois terminais com o esquema de calibração aberto / curto / carga. A impedância de almofadas de gravação de ouro expostas (0,2 mm x 0,2 mm), separados por 1,8 mm na parte inferior da PCB, foi medida em tampão fosfato (PBS IX) com uma impedância eletroquímica espectroscópio (nanoZ, Branco Matéria LLC, Mercer Island, WA). O dispositivo formado o eletrodo activo e um fio de prata formado o eletrodo de referência. caracterização de ultrassons do transdutor foi realizada num tanque de água-construído sob encomenda. Uma cápsula de hidrofones (HGL-0400, Onda Corp., Sunnyvale, CA) com 20 dB pré-amplificação (AH-2020, Onda Corp.) foi montado sobre uma fase 2D traduzindo controlado por computador (XSlide, Velmex Inc., Bloomfield, NY) e utilizou-se para calibrar a pressão de saída e caracterizar almofadarões de feixe de 2,25 MHz um único elemento de transdutor (V323-SU, Olympus). Verificação de ultrassons sensibilidade de transferência de energia e de comunicação foi realizada num tanque de água menor com o transdutor montado em translação manual e fases de rotação (Thorlabs Inc.). O esboço do dispositivo implantável foi modelado sobre um pedaço acrílico extrudido com UV-laser e o dispositivo implantável foi fixada ao estágio acrílico com parafusos de nylon.

A posição e o ângulo do transdutor com relação ao mote foram ajustados manualmente até que a tensão máxima foi medida através do piezocrystal.

As capacitâncias parasitas a cabo e foram cuidadosamente calibradas, através do ajuste da capacitância série nas sondas de alta impedância (N2863B, Agilent). Um campo elétrico no reservatório de água foi gerado com uma fonte de corrente (2400-LV, Keithley) forçando corrente elétrica em diferentes densidades de corrente através de dois 0,127 mm de espessura fios de platina (773000, sistemas AM) imerso no tanque.

A placa transceptor consistiu de um circuito integrado personalizado (IC) em um pacote QFN-64 que atingiu um 1.8V no chip para a eficiência da bomba 32V carga de 33% e latência do sistema de 20 ns e consumido 16,5 UJ por cada ciclo de transmissão (Tang et al., 2015). Durante o modo de recepção, o comutador de alta tensão foi fechado e o sinal foi amplificado por 28 dB; ambas as operações foram realizadas no chip.

O sinal de saída a partir do chip foi digitalizado por um fora do chip 10 bits, 100 MHz conversor analógico-digital (ADC) (LTC2261-12, Linear Technology, Milpitas, CA). As saídas do ADC foram alimentadas de volta para a matriz de campo programável portão (FPGA) e o módulo de integração USB 3.0 (XEM6310-LX45, Opal Kelly, Portland, OR) e transferida para o computador portátil.

O módulo FPGA- USB também foi utilizado para programar em série IC.

[0349] Para interrogar o dispositivo implantável, seis ns 540 pulsa cada 100 foram emitidas pelo transdutor externo. Ver a FIG. 30. Estes pulsos emitidos reflectir para fora da partícula de pó neural e produzir pulsos de retrodifusão para trás para o transdutor externo. pulsos de retroespalhamento reflectidos foram registados pela mesma placa de emissor- receptor. A forma de onda recebida retroespalhamento apresenta quatro regiões de interesse; Estes são pulsos reflectoras de quatro interfaces distintos (FIG 3 Id.): 1) o encapsulamento limite água-polímero, 2) a superfície de topo do cristal piezoelétrico, 3) o limite de piezo-PCB, e 4) a parte traseira da placa de circuito impresso. Como esperado, a amplitude de retrodifusão dos sinais reflectidos de cristal piezoelétrico (segunda region) da mudado como uma função de alterações no potencial aos eletrodos de registo. Os pulsos refletidos de outras interfaces não respondeu às mudanças no potencial nos eletrodos de gravação. Importante, pulsos a partir de outras regiões não-responsivos foram usadas como uma referência de nível de sinal, fazendo com que o sistema robusto para movimento ou artefactos induzidas pelo calor (desde pulsos reflectidos a partir de todas as interfaces de mudar com distúrbios físicos ou térmicas da partícula de pó neural mas apenas pulsos a partir da segunda mudança region como uma função dos sinais eletrofisiolicos). Em um tanque de água, o sistema mostrou uma resposta linear a alterações no potencial de eletrodo de gravação e um nível de ruído de -

0.18 mVrms (Fig. 3 IE). A gama dinâmica global do sistema é limitada pela faixa de entrada do transistor e é maior do que> 500 mV (ou seja, existe apenas uma alteração incremental na corrente uma vez que o transistor está totalmente em (entrada excede a sua tensão de limiar) ou totalmente fora). O ruído de fundo aumenta com a potência medida drop-off do feixe; 0,7 mm de desalinhamento degradado por um factor de dois (n = 5 dispositivos, a Fig. 3 IF). Este aumento de lateral induzida por desalinhamento no patamar de ruído constitui o maior desafio para a gravações neurais, sem um sistema de beamsteering (isto é, sem o uso de um conjunto de transdutores externo que pode manter o feixe de ultrassons focado sobre a partícula e poeira implantado, assim, sobre o eixo). No eixo, o dispositivo implantável convertido energia acústica incidente em energia elétrica através da resistência de carga do piezo com eficiência -25%. FIG. 31 G representa graficamente a fora do eixo de queda de tensão e potência a uma distância de Rayleigh para o transdutor utilizado neste exemplo. Da mesma forma, a FIG. 31H traça a mudança de piso eficaz de ruído em função do desalinhamento angular.

[0350] EMG e ENG pode ser gravado tetherlessly in vivo em roedores. respostas EMG do músculo gastrocnémio de ratos adultos Long-Evans sob anestesia foram registados utilizando o sistema de dispositivo implantável. O dispositivo implantável ("poeira") foi colocado sobre a superfície exposta do músculo, da pele e tecido conjuntivo circundante foram, em seguida, substituídos, e a ferida foi fechada com sutura cirúrgica (Fig. 32A). O transdutor de ultrassons foi posicionado 8,9 mm de distância do implante (uma distância de Rayleigh do transdutor externo) e gel de ultrassom comercial (Aquasonic 100, Parker Labs, Fairfield, NJ) foi utilizado para melhorar o acoplamento. O sistema foi alinhado utilizando um manipulador manual de maximizando a tensão colhidas no piezocrystal medida a partir das ligações flexíveis. Ag / AgCl eletrodos gancho de arame foram colocados aproximadamente 2 cm distalmente sobre o tronco do nervo ciático para a estimulação de respostas de grandes quantidades de fibras musculares. Os pulsos de estimulação de 200 duração foram aplicados a cada 6 segundos e os dados foram registrados durante 20 ms em torno de janela de estimulação (fig. 32B). A densidade de potência espectral (PSD) dos dados reconstruídos com várias harmónicas devido às arestas da forma de onda é mostrada na FIG. 32C. Este processo pode ser continuado indefinidamente, dentro do limite do protocolo de anestesia; uma comparação dos dados obtidos após 30 minutos de gravação contínua não mostrou qualquer degradação apreciável na qualidade de gravação (fig. 32D).

[0351] As curvas de recrutamento EMG foram obtidos com ambos verdade chão e retroespalhamento poeira sem fios através da variação de amplitude de estimulação (FIGS. 33A e 33B). Reconstrução do sinal de EMG a partir dos dados sem fios retrodifusão foi amostrado a 10 kHz, enquanto que o fio, a medição verdade solo foi amostrado a 100 kHz com um ruído de fundo de 0,02 mV. Os dois sinais a amplitude de estimulação saturante resposta (100%) combinado com R = 0,795 (FIG. 33C). A diferença entre os dados com e sem fio era de ± 0,4 mV (fig. 33D). A característica saliente da resposta do dispositivo implantável EMG foi de aproximadamente 1 ms mais estreita do que a verdade de campo, o que causou o maior erro na trama diferença (FIG. 33C e 33D). As respostas das fibras musculares esqueléticas ocorreram 5 ms após a estimulação e persistiu durante 5 ms. A tensão pico-a-pico do EMG mostra uma resposta sigmoidal como uma função da intensidade de estimulação (fig. 33E). As barras de erro indicam o erro das medições de dois ratos e 10 amostras de cada por amplitude de estimulação. O sinal mínima detectado pelo dispositivo implantável é de cerca de 0,25 mV, o que está em boa concordância com a medição de ruído de fundo feito em um tanque de água.

[0352] Uma configuração semelhante foi preparada para medir a resposta eletroneurogram (POR) a partir do ramo principal do nervo ciático em ratos anestesiados. O nervo ciático foi exposto através da separação dos músculos posteriores da coxa e a partícula de pó foi colocada neural e suturada ao nervo, com os eletrodos de gravação tomada de contacto com o perineuro. Uma resposta graduada semelhante foi medida em ambos verdade chão e retroespalhamento sem fios a partir do dispositivo implantável através da variação da amplitude da corrente de estimulação entregue para eletrodos de aço inoxidável bipolares colocados no pé (FIGS. 34A e 34B). Os dois sinais a amplitude de estimulação saturante resposta (100%) combinado com R = 0,886 (Figura 34C.); o erro médio foi de ± 0,2 mV (fig. 34D). A tensão ENG pico-a-pico mostrou uma resposta sigmoidal com as barras de erro indicando incertezas de dois ratos e 10 amostras de cada por amplitude de estimulação. O sinal mínima detectado pelo dispositivo implantável foi novamente em 0,25 mV (fig. 34E).

[0353] Mais detalhes sobre a configuração da experiência e procedimentos cirúrgicos. Todos os procedimentos com animais foram realizados de acordo com os regulamentos da Universidade da Califórnia Berkeley Animal Care e do Comitê Use. ratos Long-Evans machos adultos foram utilizados para todos os experimentos.

Antes do início da cirurgia, os animais foram anestesiados com uma mistura de cetamina (50 mg / kg) e xilazina (5 mg / kg) de IP.

A pele em torno do local da cirurgia foi rasalmofadaa e limpa.

Para registos EMG, um remendo de músculo gastrocnémio cerca de 10 mm x 5 mm de tamanho foi exposta através da remoção da pele e fáscia sobrejacente.

O dispositivo implantável foi, em seguida, colocado sobre o músculo exposta, e a pele e fáscia foram substituídos e a ferida foi fechada com sutura cirúrgica 5/0. Para gravações ENG, o nervo ciático foi exposto através de uma incisão do entalhe ciático até o joelho, e separando os músculos isquiotibiais.

O dispositivo implantável foi então colocado em contacto com o perineuro do ramo principal do feixe do nervo ciático, e suturada ao nervo usando 10/0 sutura microcirúrgico.

Os animais foram sacrificados no final das experiências.

A estimulação por corrente constante foi entregue utilizando um pulso estimulador isolado (2100, AM Systems). pulsos bifásicos individuais com uma largura de pulso de 2 ms foram usadas para entregar estimulação em várias amplitudes de corrente.

Para cada experiência, as respostas eletrofisiológicas a partir de 10 estimulações (isto é, amostras) foram registados.

O módulo FPGA-USB gerado um gatilho para o estimulador a cada 6 segundos.

Para as experiências de EMG, bipolares eletrodos Ag-AgCl de gancho colocados ao redor do tronco do nervo ciático foram usadas para a estimulação.

Para evocar actividade ENG, eletrodos de agulha de aço inoxidável 28G foram colocados em pé, com uma distância entre eletrodos de aproximadamente 5 milímetros.

Os sinais foram amplificados com fio (loox) por um amplificador diferencial movido a bateria com um filtro interno de passagem de banda (DAM50, WPI, Sarasota, FL) fixado em 10 Hz - 1 KHz.

A referência de terra para o amplificador foi um eletrodo de agulha de aço inoxidável 28G colocado no pé contralateral em relação à configuração de gravação.

A saída do amplificador foi ligada a um digitalizador de multi-canal, amostrado a 100 kHz, e registados no computador.

O dispositivo implantável foi colocado uma distância de Rayleigh a partir do transdutor (8.9 mm), o que correspondeu a 5,9 tempo de trânsito, assumindo uma velocidade acústica de -1500 m / s em água. 6-ciclos de ondas quadradas nas I 0,85 MHz com pico de tensão de 5 V foram lançados a cada (frequência de repetição de pulso (PRF) de 10 kHz) 100. A largura total de pulso de transmissão foi de, aproximadamente, 3,3 μβ, o qual era suficientemente pequena para impedir que quaisquer sobreposições com a primeira medição de tensão colhidas em 5,9 μβ.

Dado que a primeira reflexão de volta ao transdutor (por exemplo, de retrodifusão) ocorreu a aproximadamente 11.8 μβ (duas vezes o tempo de trânsito) e persistiu até 3,3 μβ, o máximo PRF (por exemplo, no presente contexto, a taxa de amostragem) foi -66 kHz.

Dado que as respostas nervosas periféricas granel ocorrido abaixo de 1 kHz, uma PRF de 10 kHz foi escolhida para capturar suficientemente a dinâmica.

A fim de provar a forma de onda de retrodifusão em 1,85 MHz, sem perder a fidelidade do sinal, o ADC fora do chip na placa de emissor-

receptor foi fortemente sobre-amostrado em 50 MHz. Isto resultou em ~ 8 Mbits de dados num registo neural de 10 ms, o qual foi armazenado em um 128 Mbytes, 16 bits de largura, síncrono DRAM DDR2 (MT47H64M16HR-3, Micron Technologies, Boise, ID). As formas de onda matérias foram transferidos para o laptop através da interface USB de pós-gravação. As formas de onda matérias foram simultaneamente gravadas usando um digitalizador de 8 bits (USB-5133, National Instruments, Santa Clara, CA) para comparação. formas de onda de retroespalhamento, matérias-amostrado a 50 MHz, a partir de cada experiência foram cortados e alinhados em tempo para se calcular a média e sobre as amostras. Os sinais foram em média com uma quarta ordem do filtro Butterworth simétrica de 10 Hz a 1 kHz filtrou-passa-banda. As características distintas da forma de onda de retrodifusão (Fig. 3 ID) foram usadas como um modelo para localizar a region de interesse. Os sinais foram então rectificado e o integral da region foi calculado para estimar o sinal de tensão de entrada, que exibiu uma resposta linear (Fig. 3 IE). factor de multiplicação para o sinal foi extraído a partir da medição verdade chão.

[0354] Transmissão de ultrassons in vivo. Um transdutor de 2,25 MHz único elemento (V323-SU, Olympus NDT, Waltham, MA) foi utilizado para gerar pulsos de 6 a 1,85 MHz. O transdutor tinha uma largura de banda de meia potência medido (HPBW) de mais de 2,5 MHz. A fim de medir a perda de transmissão através do tecido, várias espessuras de pele encontrado perto do músculo do gastrocnémio de um rato macho Long-Evans foi colocado entre o transdutor e o dispositivo implantável. A tensão colhida no piezocrystal com e sem tecido foi obtido e os 8.9 mm de tecido resultou em 10 dB de atenuação dos tecidos.

[0355] ENG gravação com espaçamento de eletrodo diferentes. Gravação de eletrodos com diferentes espaçamentos foram fabricados em uma placa de 50 μm poliimida de espessura flexível de circuito impresso (PCB). Houve um total de 5 eletrodos, cada um medindo 0,2 milímetros x 0,2 milímetros, e um deles foi utilizado como o eletrodo de referência. Outros eletrodos estavam espaçados 0,3 mm, 0,8 mm, 1,3 milímetros, e 1,8 mm, respectivamente, para além do eletrodo de referência. A placa de espaçamento foi colocada em contacto com o perineuro do ramo principal do feixe do nervo ciático (distal) e suturada para o nervo. eletrodos de gancho bipolar Ag-AgCl colocados ao redor do tronco do nervo ciático (proximal) foram usadas para a estimulação. -Corrente constante de simulação de um único pulso bifásico com uma duração de 0,5 ms a cada 1 segundo foi entregue utilizando um pulso estimulador isolado (2100, AM Systems, Sequim, WA). Os sinais gravados com vários espaçamentos entre os eletrodos foram amplificados (loox) por um amplificador diferencial movido a bateria com um filtro interno de passagem de banda (DAM50, WPI, Sarasota, FL) fixado em 10 Hz - 1 KHz (Fig. 35A). Como esperado, a tensão de pico-a-pico observado no eletrodo aumentou com o espaçamento de, pelo menos, de forma quadrática. A amplitude saturada após o espaçamento de 1,3 milímetros, o que confirma que o afastamento entre eletrodos de 1,8 mm no sensor de gravação foi suficiente para capturar o máximo, saturado resposta ENG (FIG. 35B).

[0356] O cálculo da intensidade acústica. Vários parâmetros são estabelecidos pelo Instituto Americano de Ultrassom em Medicina e National Eletronics Manufacturers Administration (NEMA) para avaliar a segurança de um sistema de ultrassom. A potência de saída acústica do sistema de ultrassons de diagnóstico é limitada pelos valores classificado-de-pico espacial de intensidade de pulso-média (ISPPA), com pico espacial de intensidade média temporal (IMTPE), e índice mecânico (MI). Estes valores de- classificado são calculados através da multiplicação dos valores medidos em água por um factor de atenuação de 0,3 dB / cm / MHz a simular os efeitos sobre o tecido. Uma cápsula de hidrofones (HGL-0400, Onda Corp.) com 20 dB pré- amplificação (AH-2020, Onda Corp., Sunnyvale, CA), foi montado sobre um palco 2D traduzindo controlado por computador (XSlide, Velmex Inc., Newton, NJ) e imerso num tanque de água-construído sob encomenda para calibrar a pressão de 2,25 MHz um único elemento de transdutor (V323-SU, Olympus NDT) de saída. 6-ciclos de ondas quadradas em 1,85 MHz, com pico de tensão de entrada de 5 V foram lançados a cada 1 ms (frequência de repetição de pulso (PRF) de 10 kHz) para o transdutor. O hidrofone foi colocada uma distância de Rayleigh a partir do transdutor (8.9 mm). A intensidade de pulsos completos (PII) é definida como: , onde P é a pressão de pico instantâneo, e z 0 é a impedância acústica característica do meio. No caso de

PII água, z 0 é estimada em 1,5 MRayl. O ISPPA é definido como: onde PD é a duração do pulso definida como (0

(0,9 x PII - 0,1 x PIP) x 1,25, tal como, descrito pelas normas estabelecidas por NEMA O ISPPA é definida como: . PRF, onde PRF é a frequência de repetição de pulsos a MI é definido como: IM = onde p r é o pico de pressão rarefacção e f é a frequência acústica.

[0357] ou in vivo, gravações agudas em um modelo de rato estacionário, anestesiados foram usadas para recolher os potenciais de acção do composto do ramo principal do nervo ciático, bem como evocado EMG do músculo gastrocnémio. O desempenho do sistema foi equivalente para registos eletrofisiolicos convencionais que empregam microeletrodos e electrónica cablados. Um dos principais pontos fortes da tecnologia demonstrado é que, ao contrário da tecnologia convencional de frequência de rádio, sistemas baseados em ultrassom parece escalável até <100 tamanho μm, abrindo a porta para um novo caminho tecnológico em eletrônica implantáveis. limites físicos como pequeno um bom receptor de rádio frequência pode ser devido aos longos comprimentos de onda de energia de radiofrequência (milímetros a centímetros) e o elevado grau de absorção de energia de frequência de rádio no tecido (o qual aquece o tecido e limita a potência total que pode ser enviado para um implante). Tarifa de Sistemas ultrassônicos muito melhor em ambas as áreas, permitindo a concepção de aparelhos receptores extremamente pequenas. Além disso, a miniaturização extrema de electrónica de potência mais baixos permite a gravação electrónica úteis para ser incorporado em tais pequenas embalagens. Flat, de baixo perfil piezo-transdutor com casamento de impedância adequada permitiria uma placa transceptor wearable pequena o suficiente para acordado, comportando neurofisiologia roedor. Além disso, usáveis, matrizes de elementos múltiplos alimentados por bateria permitiria a orientação de feixe do feixe de ultrassons, com várias vantagens: 1) os dispositivos implantáveis podem ser mantidos no eixo, mesmo em face de movimento relativo entre o dispositivo implantável e externo transdutor; 2) vários dispositivos implantáveis podia ser interrogada por varrer o feixe focado eletronicamente; e 3) ajuste pós-cirúrgica da localização do dispositivo implantável seria facilitada. de-noising adicional da unidade eletrônica transceptor também deve ajudar a diminuir o nível de ruído. Além disso, as previsões de escala calculados sugerem que <500 dispositivos implantáveis μm escala são viáveis. Para fazer isso, um número de desafios materiais e microfabricação existir, incluindo a utilização de painéis traseiros microfabricados, solda de montagem microbumping de componentes (em vez da abordagem fio de ligação convencional usado aqui) e o uso de encapsulantes de filme fino (em vez de epoxi de grau médico), tais como parileno. A transição de distância a partir de piezocrystals PZT para BaTi03 biocompatíveis transdutores de cristal único é também contemplada; tomados em conjunto, estes desenvolvimentos abriria o caminho para estudos crônicos de gravação de tecido neural e muscular. Exemplo 7 - Ligação de comunicação digital entre dispositivos implantáveis e interrogador

[0358] Um sistema que inclui um dispositivo implantável e um interrogador ter um conjunto de transdutores é validado com uma configuração de bancada simulando um ambiente in vivo. O gel de acoplamento de ultrassons serve como um fantasma de tecido devido à sua impedância acústica, que é semelhante ao de tecidos biológicos alvo (aproximadamente 1,5 MRayl). Um dispositivo implantável, com um transdutor piezoelétrico grandes quantidades com ligações directas para os dois eletrodos de contacto com o transdutor é colocada no fantasma de tecido, e o conjunto de transdutores de interrogador é acoplado ao gel. Ambos os elementos são ligados a fases controlada de precisão para um posicionamento preciso. O conjunto de transdutores é colocado 14 mm de distância da partícula de pó, o que corresponde a um tempo de ida e volta de 18,6 de voo assumindo uma velocidade acústica de 1,540 m / s em gel de acoplamento de ultrassom. O conjunto de transdutores é animado com seis 1,8 MHz, 0-32 V pulsos rectangulares, e o sinal de retroespalhamento é digitalizado com 2000 amostras em 17 Msps e 12 bits de resolução. Para a inspeção backscatter no domínio do tempo, formas de onda backscatter completos são filtrados em tempo real no dispositivo e enviados para o cliente através de uma conexão com fio, serial. Em operação normal, o algoritmo de completa a extracção de modulação é aplicada aos dados retroespalhamento no aparelho em tempo real, comprimir o sinal de retroespalhamento para quatro bytes. Os dados processados são transmitidos através do protocolo SSP 's Bluetooth para um cliente remoto e transmitido através da interface gráfica em tempo real.

[0359] A fig. 36A mostra os sinais de retroespalhamento filtrados recolhidos com a configuração experimental descrito. Os sinais são recolhidos, enquanto os eletrodos partícula de pó piezocrystal são as configurações em curto- circuito e abertas. A alteração na impedância devido aos resultados da actividade de interruptor em um pico de amplitude de retrodifusão que é 11,5 mV maior na configuração do interruptor aberto, uma profundidade de modulação de 6,45%. (FIG. 36B). A longa duração do eco a partir da partícula indica transdutor de toque, apesar de uma camada de suporte de amortecimento. Enquanto a resposta do sistema transdutor amortecida-se sob espalhar o sinal de retroespalhamento no domio do tempo, a desmodulação é bem sucedida, desde que a retrodifusão do dispositivo implantado é capturado dentro da ROI.

[0360] Utilizando anti-retorno de pulsos de amplitude modulada a zero nível de codificação, um cisco sensor de retrodifusão é modulada para enviar uma mensagem ASCII 1 1 - character predeterminado ("Olá mundo"). A modulação da impedância acústica do dispositivo é obtida por derivação do transdutor piezoelétrico através de um interruptor de comando digital, onde um patamar elevado corresponde à configuração aberta e um nível baixo corresponde à configuração fechada. FIG. 37 mostra os valores modulados sobre o transdutor e os correspondentes valores de modulação extraídos do interrogador. O valor de ruído e margem absoluta do sinal extraído valores dependem de uma variedade de factores tais como a distância cisco, orientação, e o tamanho; no entanto, a forma de onda extraído continua a ser representativa do sinal modulado sobre a partícula de pó, que varia por um factor de escala linear.

[0361] Sem fio transmitindo o valor backscatter extraído do dispositivo implantável modulada por "Olá mundo" demonstra link de comunicação em tempo real do aparelho com dispositivos implantados.

Interrogatório de um sistema de dois backscatter estado fornece uma demonstração robusta de link de comunicação sem fio do sistema com tanto um sensor implantável e um cliente remoto.

Este link de comunicação sem fio convida desenvolvimentos em direção a sistemas de neuromodulação de circuito fechado para conectar o cérebro com dispositivos externos.

Claims

REIVINDICAÇÕES

1. Dispositivo implantável caracterizado pelo fato de que compreende: um transdutor ultrassônico configurado para receber ondas ultrassônicas que alimentam o dispositivo implantável e codificam um sinal de disparo; um primeiro eletrodo e um segundo eletrodo configurado para estar em comunicação elétrica com um tecido e emitir um pulso elétrico para o tecido em resposta ao sinal de disparo; e um circuito integrado que compreende um circuito de armazenamento de energia.

2. Dispositivo implantável, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que o pulso elétrico é um pulso de corrente ou um pulso de tensão.

3. Dispositivo implantável, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 ou 2, caracterizado pelo fato de que o primeiro eletrodo e o segundo eletrodo estão dentro do tecido ou em contato com o tecido.

4. Dispositivo implantável, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 4, caracterizado pelo fato de que o circuito integrado compreende: um circuito digital e/ou um circuito integrado de sinal misto configurado para operar o primeiro eletrodo e o segundo eletrodo; e / ou um circuito de energia que compreende o circuito de armazenamento de energia.

5. Dispositivo implantável, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 4, caracterizado pelo fato de que compreende um corpo que compreende o transdutor de ultrassom e o circuito integrado, em que o corpo é de cerca de 5 mm ou menos de comprimento na dimensão mais longa.

6. Dispositivo implantável, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 5, caracterizado pelo fato de que o tecido é: tecido muscular, or tecido órgão, ou tecido nervoso ou parte do sistema nervoso periférico, ou parte do sistema nervoso central, ou músculo esquelético, ou músculo liso, ou músculo cardíaco.

7. Dispositivo implantável, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 6, caracterizado pelo fato de que compreende três ou mais eletrodos.

8. Dispositivo implantável, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 7, caracterizado pelo fato de que o circuito integrado compreende um conversor analógico-para- digital (ADC).

9. Dispositivo implantável, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 8, caracterizado pelo fato de que o dispositivo implantável compreende um circuito de modulação configurado para modular uma corrente que flui através do transdutor de ultrassons.

10. Dispositivo implantável, de acordo com a reivindicação 9, caracterizado pelo fato de que a corrente modulada codifica a informação, e o transdutor de ultrassons está configurado para emitir ondas ultrassônicas que codificam a informação.

11. Dispositivo implantável, de acordo com a reivindicação 10, caracterizado pelo fato de que a informação compreende um sinal de verificação que um pulso elétrico foi emitido pelo dispositivo implantável, um sinal indicando uma quantidade de energia armazenada no circuito de armazenamento de energia, ou de uma impedância detectada.

12. Dispositivo implantável, de acordo com qualquer uma das reivindicações 9 a 11, caracterizado pelo fato de que o dispositivo implantável inclui um circuito digital configurado para operar o circuito de modulação.

13. Dispositivo implantável, de acordo com a reivindicação 12, caracterizado pelo fato de que o circuito digital está configurado para transmitir um sinal digitalizado ao circuito de modulação.

14. Dispositivo implantável, de acordo com a reivindicação 13, caracterizado pelo fato de que o sinal digitalizado compreende um identificador de dispositivo implantável única.

15. Dispositivo implantável, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 14, caracterizado pelo fato de que compreendendo um corpo que compreende o transdutor de ultrassom e o circuito integrado, em que o corpo tem um volume de cerca de 5 mm3 ou menos.

16. Dispositivo implantável, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 15, caracterizado pelo fato de que o transdutor de ultrassons é configurado para receber ondas ultrassônicas a partir de um interrogador que compreende um ou mais de ultra-sons transdutores; Opcionalmente, em que o transdutor de ultrassons é um transdutor piezoelétrico em massa, um transdutor piezoelétrico ultrasson micro-maquinado (PMUT), ou um transdutor de ultrassons micro-maquinado capacitivo (CMUT).

17. Dispositivo implantável, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 16, caracterizado pelo fato de que o dispositivo implantável é implantado num sujeito, opcionalmente, em que o sujeito é um humano.

18. Dispositivo implantável, de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 25, caracterizado pelo fato de que o dispositivo implantável é, pelo menos, parcialmente encapsulado por um material biocompatível, opcionalmente, em que pelo menos uma porção do primeiro eletrodo e o segundo eletrodo não são encapsulados pelo material biocompatível.

19. Sistema caracterizado pelo fato de que compreende um ou mais dispositivos implantáveis conforme definido por qualquer uma das reivindicações 1 a 18 e um interrogador que compreende um ou mais transdutores ultrassônicos configurados de ondas ultrassônicas de trânsito para os um ou mais dispositivos implantáveis, em que o ultrassom de energia das ondas a uma ou mais dispositivos implantáveis.

20. Sistema, de acordo com a reivindicação 19, caracterizado pelo fato de que as ondas ultrassônicas codificam um sinal de disparo.

21. Sistema, de acordo com a reivindicação 19 ou 290, caracterizado pelo fato de que o sistema compreende uma pluralidade de dispositivos implantáveis; opcionalmente, em que o interrogador é configurado para irradiar ondas ultrassônicas transmitidas para direcionar alternativamente as ondas ultrassônicas transmitidas a uma primeira porção da pluralidade de dispositivos implantáveis ou focalizar as ondas ultrassônicas transmitidas a uma segunda porção da pluralidade de dispositivos implantáveis; e / ou opcionalmente, em que o interrogador está configurado para receber simultaneamente retroespalhamento ultrassônico de pelo menos dois dispositivos implantáveis; e / ou opcionalmente, em que o interrogador está configurado para transitar ondas ultrassônicas para a pluralidade de dispositivos implantáveis ou receber retroespalhamento ultrassônico da pluralidade de dispositivos implantáveis usando multiplexação por divisão do tempo, multiplexação espacial ou multiplexação de frequência.

22. Sistema, de acordo com qualquer uma das reivindicações 19 a 21, caracterizado pelo fato de que o interrogador se encontrar configurado para ser usados por um sujeito.

23. Sistema de circuito fechado caracterizado pelo fato de que compreende: (a) um primeiro dispositivo configurado para detectar um sinal, opcionalmente, em que o primeiro dispositivo é implantável; (b) um interrogador que compreende um ou mais transdutores ultrassônicos configurados para receber a retrodifusão de ultra-sons a codificação do sinal e emite ondas ultrassônicas que codificam um sinal de disparo; e (c) um segundo dispositivo configurado para emitir um pulso elétrico em resposta ao sinal de disparo, em que o segundo dispositivo é implantável, compreendendo: um transdutor ultrassônico configurado para receber ondas ultrassônicas que alimentam o segundo dispositivo e codificam um sinal de disparo; um primeiro eletrodo e um segundo eletrodo configurado para estar em comunicação elétrica com um lenço de papel e emitir um pulso elétrico para o tecido, em resposta ao sinal de disparo; e um circuito integrado que compreende um circuito de armazenamento de energia.

24. Sistema, de acordo com a reivindicação 23, caracterizado pelo fato de que o primeiro dispositivo inclui: um sensor configurado para detectar o sinal de; um circuito integrado que compreende um circuito de modulação configurado para modular uma corrente com base no sinal detectado, e um primeiro transdutor ultrassônico configurado para emitir um retroespalhamento de ultrassons que codifica o sinal detectado a partir do tecido com base na corrente modulada.

25. Sistema, de acordo com a reivindicação 24, caracterizado pelo fato de que o sensor compreende um primeiro eletrodo e um segundo eletrodo configurado para estar em comunicação elétrica com um segundo tecido, opcionalmente, primeiro tecido e o segundo tecido são o mesmo tecido.

26. Sistema, de acordo com qualquer uma das reivindicações 24 ou 25, caracterizado pelo fato de que o circuito integrado do segundo dispositivo compreende um circuito digital, e/ou o circuito integrado do segundo dispositivo compreende um circuito integrado de sinal misto configurado para operar o primeiro eletrodo e o segundo eletrodo

27. Sistema de circuito fechado caracterizado pelo fato de que compreende: (a) um dispositivo implantável configurado para detectar um sinal fisiológico e emitir um pulso elétrico em resposta a um sinal de gatilho, compreendendo: um sensor configurado para detectar o sinal fisiológico; um transdutor ultrassônico configurado para receber ondas ultrassônicas que energizam o dispositivo implantável e codificam o sinal de gatilho e emitem informações de codificação por retrodispersão ultrassônica relacionadas ao sinal fisiológico com base em uma corrente modulada; um primeiro eletrodo e um segundo eletrodo configurado para estar em comunicação elétrica com um tecido e emitir um pulso elétrico para o tecido em resposta ao sinal de disparo; e um circuito integrado compreendendo um circuito de armazenamento de energia; e (b) um interrogador compreendendo um ou mais transdutores ultrassônicos configurados para receber o retroespalhamento ultrassônico que codifica o sinal e emite ondas ultrassônicas que codificam o sinal de gatilho.

28. Sistema, de acordo com qualquer uma das reivindicações 23 a 27, caracterizado pelo fato de que o sinal fisiológico é um pulso eletrofisiológico, uma temperatura, uma molécula, um íon, pH, pressão, tensão, tensão ou bioimpedância.

29. Sistema de computador caracterizado pelo fato de que compreende: um interrogador que compreende um ou mais transdutores de ultrassons; um ou mais processadores; meio de armazenamento não transitório legível por computador armazenando um ou mais programas configurados para serem executados por um ou mais processadores, o um ou mais programas que compreendem instruções para: a operação do interrogador para emitir ondas ultrassônicas que codificam um sinal de disparo que sinaliza um dispositivo implantável para emitir um pulso elétrico a um tecido, e determinar uma localização ou movimento do primeiro dispositivo implantável ou do segundo dispositivo implantável em relação aos um ou mais transdutores ultrassônicos do interrogador.

30. Sistema de computador, de acordo com a reivindicação 29, caracterizado pelo fato de que o interrogador é operado para emitir ondas ultrassônicas que codificam para o sinal de disparo em resposta a um sinal fisiológico detectado.

31. Sistema de computador, de acordo com a reivindicação 30, caracterizado pelo fato de que o sinal fisiológico compreende um pulso eletrofisiológico, uma temperatura, uma molécula, um íon, pH, pressão, tensão ou bioimpedância.

32. Sistema de computador, de acordo com qualquer uma das reivindicações 29 a 31, caracterizado pelo fato de que o um ou mais programas compreendem instruções para detectar o sinal fisiológico com base em ultra-sons retroespalhamento que codifica o sinal fisiológico emitida a partir de um segundo dispositivo implantável.

33. Método de estimulação elétrica de um tecido caracterizado pelo fato de que compreende: recepção de ondas ultrassónicas a um ou mais dispositivos implantáveis; conversão de energia a partir das ondas de ultrassons para uma corrente elétrica que carrega um circuito de armazenamento de energia; receber um sinal de disparo codificado nas ondas de ultrassons em um ou mais dispositivos implantáveis; e emitir um pulso elétrico que estimula o tecido em resposta ao sinal de disparo.

34. Método de estimular um tecido caracterizado pelo fato de que compreende: receber ondas ultrassônicas em um ou mais dispositivos implantáveis configurados para detectar um sinal fisiológico; converter energia a partir das ondas de ultrassons para uma corrente elétrica que flui através de um circuito de modulação;

detectar o sinal fisiológico; modular a corrente elétrica com base no sinal fisiológico detectado; transduzir a corrente elétrica modulada em um retroespalhamento de ultrassons que codifica a informação relacionada com o sinal fisiológico detectado; e emitir o retroespalhamento de ultrassons a um interrogador que compreende um ou mais transdutores configurados para receber a retrodifusão de ultra-sons; emitir ondas ultrassônicas a partir do interrogador para um ou mais dispositivos implantáveis configurados para emitir um pulso elétrico para o tecido; converter energia a partir das ondas de ultrassons emitidos a partir do interrogador para os um ou mais dispositivos implantáveis configurados para emitir o pulso elétrico para uma corrente elétrica que carrega um circuito de armazenamento de energia; emitir ondas ultrassônicas que codificam um sinal de disparo proveniente do interrogador; receber o sinal de disparo em um ou mais dispositivos implantáveis configurados para emitir o pulso elétrico; e emitindo um pulso elétrico que estimula o tecido em resposta ao sinal de disparo.