Abstrak
Pengobatan yang dipersonalisasi bertemu dengan mikroimplan. Implan mini yang didistribusikan dapat menawarkan pilihan pengobatan untuk penyakit yang obat-obatannya tidak bekerja untuk semua pasien atau tidak ada sama sekali. Untuk memasok implan ini secara efisien dengan energi, kombinasi dari tautan induktif dan transduser ultrasonik diteliti. Tinjauan metodologis ini memberikan kontribusi dengan tinjauan komprehensif tentang aspek pasokan energi implan saraf dan merangkum mekanisme dasar, perbedaan, dan kesamaan dengan metode yang paling luas, kopling induktif. Dipercayai bahwa tinjauan ini sebagai karya penting dapat memandu para peneliti yang tidak terbiasa dengan bidang pasokan energi serta insinyur saraf, ahli saraf, dan dokter untuk lebih memahami kekuatan, kelemahan, ancaman, dan peluang metodologi ini dalam aplikasi neuroteknologi yang inovatif dan baru. Sebagai gambaran manfaat, tautan induktif disarankan untuk jarak pendek dan untuk menggandeng energi ke dalam tubuh, sementara ultrasound lebih efisien pada jarak yang lebih jauh dan dalam jaringan di dalam tubuh. Para penulis menyarankan kumparan kupu-kupu planar, transduser ultrasonik mikromesin piezoelektrik berbasis membran, dan enkapsulasi non-hermetis menggunakan karet silikon untuk jaringan implan saraf yang dibayangkan ini.
1 Pendahuluan
Kemampuan yang muncul untuk mendiagnosis penyakit dan gangguan pada masyarakat yang menua mendorong pendekatan medis baru. Ini mencakup pencegahan timbulnya masalah kesehatan, sejak awal, dan penerapan perawatan terapeutik dalam kasus perawatan medis yang sudah berlangsung. Dalam kasus yang parah, terapi tersebut melibatkan prosedur medis invasif yang dilakukan oleh dokter atau penggunaan implan generasi baru. Kedokteran bioelektronik sebagai opsi perawatan baru, menggunakan implan (“elektroceuticals”) alih-alih pendekatan farmasi telah dibayangkan sekitar satu dekade lalu. [ 1 ] Generasi baru antarmuka saraf yang mengintervensi sistem saraf pusat, perifer, dan otonom menjanjikan opsi perawatan baru tetapi juga menimbulkan pertanyaan dan tantangan terbuka, seperti evaluasi efektivitas dan efek samping. [ 2 , 3 ] Dalam masyarakat yang menua dengan kedokteran bioelektronik sebagai opsi perawatan yang valid, jaringan implan tampaknya menjadi realistis karena beberapa penyakit seperti hipertensi, artritis rematik, dan diabetes diobati dengan asupan obat simultan, yang juga dapat diobati dengan implan terdistribusi.
Sebagai contoh, pasien dengan denyut jantung yang terlalu lambat atau cepat, dan masalah pendengaran, mungkin memerlukan dua perangkat standar emas: alat pacu jantung dan implan koklea. Setiap implan berfungsi sebagai perangkat yang berdiri sendiri. Mungkin bermanfaat untuk pengobatan dan intervensi dengan menghubungkan implan pada tingkat fisiologis untuk meminimalkan potensi efek samping dan memaksimalkan efektivitas dan efisiensi, tetapi sejauh ini hal itu belum terwujud. Karya penting ini terutama membahas gagasan jaringan implan saraf, yang didistribusikan di dalam tubuh, diberi daya nirkabel, dan dipasang langsung ke saraf untuk memperoleh atau merangsang sinyal saraf dan komunikasi antar-implan. Aplikasi pengobatan bioelektronik akan mendapat manfaat dari teknologi ini karena dapat digunakan untuk berbagai macam implan yang perlu ditempatkan jauh di dalam tubuh dekat dengan organ target dan perlu disuplai dengan energi secara nirkabel. Tinjauan metodologis ini memberikan kontribusi dengan tinjauan menyeluruh tentang aspek pasokan energi implan saraf dan merangkum mekanisme dasar, perbedaan, dan kesamaan dengan metode yang paling luas, kopling induktif. Kami yakin, tinjauan kami sebagai karya penting dapat membimbing para peneliti yang kurang familier dengan bidang pasokan energi, serta para insinyur saraf, ahli saraf, dan dokter, untuk lebih memahami kekuatan, kelemahan, ancaman, dan peluang metodologi ini dalam aplikasi neuroteknologi yang inovatif dan baru.
Intervensi dengan beberapa saraf yang tertanam dalam, baik untuk mengurangi rasa sakit, untuk merangsang jalur saraf guna mendukung proses penyembuhan, atau untuk memodulasi sistem saraf otonom, misalnya, melibatkan tantangan besar dalam memberi daya pada implan serta komunikasi intrakorporeal dan ekstrakorporeal dengan perangkat yang ditempatkan di luar tubuh. Sejauh ini, elektroda ditempatkan dekat dengan struktur target dan dihubungkan melalui kabel implan dengan generator pulsa implan (IPG) atau perekam, yang ditempatkan di kantong subkutan untuk meminimalkan jarak transkutan untuk transmisi data.
Pendekatan baru untuk mengobati penyakit atau nyeri adalah interkoneksi beberapa implan ke jaringan kolaboratif. Jika cara tradisional mengobati nyeri dengan analgesik tidak dapat menyesuaikan dengan permintaan pasien untuk meredakan nyeri [ 4 ] atau jika analgesik memiliki efek samping yang kuat pada pasien, implan dapat digunakan sebagai alternatif. Jika penyebaran rangsangan nyeri dapat dideteksi, implan lain dapat diaktifkan untuk mengurangi atau mengintervensi transmisi rasa nyeri. [ 5 – 7 ] Misalnya, nyeri anggota tubuh hantu dapat dikurangi dengan implan yang cocok baik di dekat amputasi [ 8 ] dan pengurangan nyeri yang ditargetkan pada sistem saraf pusat. [ 9 ] Pilihan pengobatan lainnya adalah penginderaan nyeri di area tertentu dan pelepasan analgesik yang ditargetkan di tempat. [ 10 ] Bidang aplikasi lebih lanjut adalah pengobatan gangguan motilitas, yang mempengaruhi banyak orang di seluruh dunia [ 11 ] dan menyebabkan penurunan kualitas hidup. [ 12 , 13 ] Gangguan motilitas dapat berasal dari penyakit kontrol saraf ekstrinsik atau penyakit otot. [ 14 , 15 ] Dengan bantuan implan jaringan yang saling terhubung, kurangnya pergerakan usus dapat dideteksi oleh satu implan dan, secara bersamaan, sistem saraf enterik dapat dirangsang oleh implan lain yang bekerja secara independen, sehingga usus terstimulasi untuk berkontraksi. [ 16 – 18 ]
Kami berhipotesis bahwa komunikasi implan-implan ini satu sama lain dan pasokan energinya menimbulkan tantangan besar yang dapat diselesaikan dengan baik melalui kombinasi induksi elektromagnetik dan ultrasonik, memanfaatkan sifat-sifat masing-masing teknologi transmisi energi dan data. Implan bertenaga induktif dapat ditempatkan di bawah kulit untuk berfungsi sebagai platform komunikasi dan memberi daya pada implan lain di dalam tubuh dengan bantuan ultrasonik. Dalam kasus ini, induksi mentransfer energi secara efisien dalam jarak pendek di dalam dan di dalam tubuh, dan ultrasonik digunakan untuk transfer energi di lingkungan berair dalam jarak jauh di dalam tubuh ( Gambar 1 ).
Dalam ulasan penting ini, kami memperkenalkan semua dasar yang relevan dari prinsip transmisi elektromagnetik dan piezoelektrik dan menyajikan transduser canggih. Meskipun prinsip-prinsip ini termasuk dalam pengetahuan dasar para insinyur listrik, para ahli dalam biomaterial, ilmu saraf dan rekayasa saraf serta para ahli klinis dari bidang bedah dan neurologi, dan personel perawatan kesehatan lainnya mungkin akan mendapat manfaat dari deskripsi yang lebih mendasar. Kami menyoroti cara-cara di mana implan yang tertanam dalam dapat dihubungkan dan diberi energi, dan bagaimana tantangan yang akan datang dapat diatasi: transmisi energi transkutan melalui induktivitas, transmisi energi di dalam tubuh melalui ultrasound, saluran komunikasi dengan kombinasi kedua teknologi dan keterbatasannya pada ukuran dan permintaan energi untuk memberi daya pada perangkat secara terus-menerus, serta batas keamanan untuk melakukannya. Di Bagian 2, dasar-dasar pemberian daya pada implan dan dasar-dasar komunikasi dijelaskan untuk memandu para pembaca dari berbagai disiplin ilmu melalui topik-topik ini. Bagian 3 mencantumkan transduser yang ada untuk digunakan untuk catu daya dan komunikasi untuk jaringan implan, diikuti oleh penilaian menyeluruh terhadap kinerja, kekuatan, dan kelemahan pendekatan di Bagian 4. Akhirnya, saran dibuat untuk jalan ke depan.
2 Dasar Pemberian Daya pada Implan dan Komunikasi
Sejak perangkat medis implan aktif ada, pertanyaan tentang bagaimana memasok energi ke perangkat tersebut telah muncul. Pasokan energi permanen dengan kabel perkutan hanya dapat dilakukan untuk implan jangka pendek, tetapi perlu dihindari untuk implan jangka panjang, karena merupakan ancaman akut yang dapat menyebabkan infeksi kulit. Oleh karena itu, implan dan pasokan energinya perlu ditanamkan sepenuhnya ke dalam tubuh. Salah satu metode pasokan daya yang paling banyak digunakan dan paling sederhana adalah integrasi baterai yang tidak dapat diisi ulang (sel primer) ke dalam perangkat medis. Ini adalah kasus umum pada alat pacu jantung, misalnya. Dengan bantuan baterai, implan dapat ditempatkan jauh di dalam tubuh tanpa kontak dengan lapisan jaringan luar. Kerugian dari pasokan energi semacam itu adalah perlunya penggantian baterai secara bedah di akhir masa pakainya (antara lima hingga sepuluh tahun untuk alat pacu jantung), bersama dengan ketidakseimbangan kepadatan energi dengan ukuran baterai. Keduanya mencegah aplikasi jangka panjang seumur hidup. [ 19 ] Untuk mengatasi masalah ini, berbagai solusi segera dicari: baik dengan memberi daya secara nirkabel pada implan secara permanen (Gambar 1 ) atau dengan mengisi daya baterai kecil dalam interval pendek. Kemungkinan dan keterbatasan dalam memasok implan dengan teknik transmisi energi yang berbeda sangat beragam dan sangat bergantung pada lokasi dan saraf yang menjadi target implan.
Berbagai pendekatan untuk implan daya telah diselidiki dalam literatur ( Tabel 1 ): tautan induktif [ 20 , 21 ] atau kapasitor [ 22 , 23 ] untuk transmisi daya jarak pendek, tautan frekuensi radio (RF-link) [ 24 , 25 ] atau ultrasonik [ 26 , 27 ] untuk transmisi jarak yang lebih jauh, menggunakan glukosa tubuh [ 28 , 29 ] untuk pemanenan energi atau baterai konvensional. [ 22 – 24 , 28 – 44 ] Jika implan harus diberi daya secara terus-menerus, jelas bahwa hanya tautan induktif dan transduser ultrasonik yang dapat digunakan hingga saat ini terkait dengan kombinasi kepadatan energi yang dapat ditransmisikan dalam jarak yang cukup, masa hidup di dalam jaringan hidup, dan frekuensi yang digunakan untuk komunikasi. Kapasitor memiliki frekuensi terlalu rendah untuk digunakan untuk komunikasi paralel dengan transfer daya, implan berbasis glukosa tubuh tidak menghasilkan daya yang cukup, tautan RF cocok untuk komunikasi tetapi tidak mengirimkan kepadatan energi tinggi dan baterai memiliki masa pakai yang terbatas.
| Jenis energi | Frekuensi | Rentang aktif | Seumur hidup | Energi | Risiko biologis | Referensi |
|---|---|---|---|---|---|---|
| Tautan induktif | 1–5800MHz | 1–50mm | >30 tahun | a) < 5 mW mm −2 | Rendah setelah implantasi d) | [ 30 – 32 , 43 , 196 , 198 ] |
| Ultrasonik | 0,088–5,85MHz | 2–176mm | – | a) < 1,1 mW mm −2 | Rendah setelah implantasi d) | [ 33 – 35 , 179 ] |
| Kapasitor | <125Hz | 1–100 mm | – | a) < 0,72 mW mm −2 | Rendah setelah implantasi d) | [ 22 , 23 , 36 , 37 ] |
| Tautan RF | 2,4–3,7GHz | <1 juta | – | a) < 2,2 μW mm −2 | Kematangan belum diberikan untuk MID | [ 24 , 38 – 40 ] |
| Glukosa tubuh | – | Dapat ditempatkan dengan bebas | <16 minggu | b) <40 mikrowatt | Rendah setelah implantasi e) | [ 28 , 29 ] |
| Baterai | – | Dapat ditempatkan dengan bebas | <10 tahun | c) <440 mWh g −1 | Rendah setelah implantasi, tinggi saat eksplantasi diperlukan d) | [ 41 – 43 ] |
a) Hanya menunjukkan kerapatan energi yang diterima;
b) Daya yang dipanen selama masa pakai implan dan;
c) kepadatan energi yang tersimpan dalam baterai;
d) ditanamkan pada manusia dan;
e) ditanamkan pada hewan.
Transmisi daya melalui penghubung induktif adalah yang paling dikenal dan digunakan, terutama dengan keberhasilan implan koklea yang tersedia secara komersial, yang terdiri dari dua bagian: i) bagian ekstrakorporeal dengan mikrofon dan penghubung induktif pemancar dan ii) bagian intrakorporal atau implan dengan penghubung induktif penerima dan elektronik dan tempat stimulasi. Penggunaan penghubung induktif efisien untuk implan subkutan, tetapi menjadi semakin tidak efisien untuk implan yang lebih dalam. Ultrasonografi sebagai metode transmisi energi adalah subjek penelitian terkini dengan hasil yang menjanjikan mengenai transmisi kepadatan energi besar dalam jarak jauh, dikombinasikan dengan kemungkinan miniaturisasi dan transmisi efisien melalui jaringan tubuh berair. Transmisi melalui kulit sulit dilakukan karena ketidaksesuaian impedansi akustik; selalu diperlukan pencocokan impedansi, misalnya dengan bantuan gel.
Karena beberapa metode transmisi atau konversi energi tidak menghasilkan energi yang cukup untuk memberi daya pada AIMD, metode tersebut tidak dibahas lebih lanjut. Hanya metode catu daya yang sudah mapan pada tingkat kesiapan teknologi tinggi seperti baterai, hubungan induktif, dan transduser ultrasonik yang dibahas terkait keterbatasannya dan kemungkinan alternatif ditunjukkan, terutama terkait miniaturisasinya.
2.1 Penyimpanan Energi
Alat pacu jantung merupakan perangkat pertama yang ditanamkan secara komersial (implan pertama pada tahun 1958), yang ditenagai oleh baterai primer. [ 42 ] Berdasarkan rilis komersial baterai litium/ionida-polivinilpiridina sebelumnya, teknologi ini diadaptasi untuk digunakan dalam implan pada akhir tahun 1960-an dan awal tahun 1970-an. Baterai ini dapat menyimpan energi dengan andal selama berbulan-bulan atau bahkan bertahun-tahun karena memiliki kepadatan daya yang tinggi dan self-discharge yang rendah. [ 45 , 46 ] Hingga hari ini, baterai ini tetap menjadi yang tercanggih untuk sistem baterai yang tidak dapat diisi ulang pada alat pacu jantung. [ 47 ] Meskipun alat pacu jantung mengonsumsi arus listrik rendah dalam kisaran μA pada beberapa volt, [ 48 , 49 ] kepadatan energi baterai terbatas, yang membuatnya mustahil untuk mengecilkan baterai sambil mempertahankan masa pakai yang sama. [ 41 ] Oleh karena itu, pengembangan baterai yang stabil dan dapat diisi ulang telah menjadi fokus dalam beberapa tahun terakhir, [ 50 ] dan telah menghasilkan hasil yang luar biasa dalam peningkatan kepadatan energi. [ 51 ] Namun, baterai tidak cocok untuk setiap implan. Baterai dalam alat pacu jantung biasanya memiliki muatan listrik 0,5 Ah–1,6 Ah, [ 47 , 52 , 53 ] sementara implan koklea mengonsumsi antara 1,20 dan 1,75 mA per jam. [ 54 , 55 ] Jika baterai alat pacu jantung yang sama digunakan untuk implan koklea, maka masa pakai implan koklea hanya akan mencapai 55 hari dalam skenario kasus terbaik. Akibatnya, untuk masa pakai yang lebih lama, ada permintaan bagi beberapa implan untuk disuplai energi secara permanen, misalnya, melalui hubungan induktif.
2.2 Tautan Induktif
Bahasa Indonesia: Memberi daya pada implan secara transkutan dengan mengisi ulang baterai atau dengan transfer daya berkelanjutan, memerlukan berbagai bentuk transfer daya nirkabel melalui jaringan manusia. Tautan induktif didasarkan pada prinsip penggunaan dua kumparan yang digabungkan, satu di dalam dan satu lagi di luar tubuh manusia, dan dengan secara konvensional menggerakkan arus berdenyut di kumparan pemancar, [ 56 , 57 ] tegangan di kumparan penerima diinduksi. [ 19 ] Transfer daya optimal tautan induktif sangat bergantung pada frekuensi resonansi kumparan [ 58 , 59 ] dan penyelarasannya. [ 60 , 61 ] Induktansi timbal balik berkurang dengan meningkatnya konduktivitas media antara kumparan, [ 62 ] sementara konduktivitas kulit dan jaringan meningkat dengan meningkatnya frekuensi medan listrik, [ 63 ] yang mengarah ke disipasi daya yang lebih tinggi, dan dengan demikian rasio penyerapan spesifik gelombang elektromagnetik yang lebih tinggi di dalam jaringan. [ 59 ] Singkatnya: gelombang elektromagnetik sangat dilemahkan oleh jaringan konduktif (juga digambarkan dalam Gambar 3 ).
Koefisien kopling k [ 64 ] menggambarkan seberapa baik dua kumparan berinteraksi satu sama lain (Persamaan ( 1 )). Hal ini bergantung pada induksi diri kumparan primer ( L 1 ) dan sekunder ( L 2 ) dan induktansi timbal balik ( M ) di antaranya sebagai ukuran sifat ruang di antaranya.
Koefisien kopling berbanding lurus dengan kuadrat diameter kumparan d (Persamaan ( 3 )). Oleh karena itu, induktansi diri berkurang secara eksponensial, ketika diameter diperkecil karena kebutuhan ruang, misalnya.
Salah satu cara untuk menunjukkan efisiensi perpindahan energi antara dua kumparan adalah faktor kualitas Q (Persamaan ( 4 )); nilai faktor Q yang tinggi menunjukkan transmisi energi yang baik pada frekuensi tertentu.
Faktor Q ini menggambarkan rasio reaktansi induktif kumparan ωL terhadap resistansi DC-nya R pada frekuensi tertentu f . [ 71 ] Dengan demikian, frekuensi yang lebih tinggi akan menghasilkan transmisi energi yang lebih tinggi. Properti ini dibatasi oleh efek kulit, yang meningkatkan resistansi pada frekuensi yang lebih tinggi. [ 69 , 72 ] Efek kulit dan kerugian lainnya menyebabkan faktor Q menurun pada frekuensi tinggi. [ 73 ] Faktor Q yang tinggi disertai dengan penurunan tajam selain dari frekuensi resonansi di sirkuit transmisi. Penyimpangan kecil dalam frekuensi ini karena perubahan bahan isolasi kumparan, misalnya, atau modulasi frekuensi menyebabkan titik kerja di mana efisiensi tautan berkurang secara signifikan. Meskipun ada sirkuit pelacakan frekuensi resonansi, faktor Q yang lebih rendah sering kali lebih disukai karena lebar pita yang lebih besar. [ 74 ] Perbandingan mode transmisi energi dan keterbatasannya terkait jarak dan miniaturisasi disajikan di Bagian 2.4 .
2.3 Ultrasonografi
Beberapa keterbatasan hubungan induktif, khususnya efisiensinya, tantangan miniaturisasi, batasan keamanan, dan keterbatasan kedalaman transmisi melalui jaringan berair (dan konduktif) (lihat Bagian 2.4 ), dapat dipecahkan dengan transfer energi berbasis ultrasound. Transfer energi akustik merupakan alternatif untuk implan daya secara nirkabel. Ini sebagian besar didasarkan pada ultrasound; dengan gelombang suara yang beroperasi di wilayah frekuensi 20 kHz–4,5 MHz untuk transmisi gelombang suara akustik yang efisien melalui jaringan manusia. [ 75 ] Suara merambat dengan kehilangan rendah melalui jaringan manusia oleh perbedaan tekanan. [ 76 ] Perbedaan tekanan ini dapat digunakan untuk mengubah getaran menjadi energi listrik oleh berbagai transduser elektromekanis. Umumnya, prinsip piezoelektrik dan kapasitif digunakan untuk mengubah ultrasound menjadi energi listrik dan sebaliknya. Kontribusi ini berfokus pada bahan piezoelektrik dan implementasinya sebagai transduser timbal zirkonium titanat (PZT), [ 77 , 78 ] transduser ultrasonik mikromesin piezoelektrik (PMUT), [ 79 , 80 ] atau transduser kapasitif dan implementasinya sebagai transduser ultrasonik mikromesin kapasitif (CMUT). [ 34 , 81 ] Dibandingkan dengan konversi energi melalui hubungan induktif, transduser ultrasonik ini dapat diminiaturisasi tanpa kehilangan kepadatan energi yang diterima secara signifikan karena sifat konversi energi piezoelektrik dan kapasitifnya; hubungan ini disorot dalam bab 2.4.2.
Keunggulan lain dibandingkan dengan transmisi energi induktif adalah kemungkinan untuk memfokuskan dan mengarahkan berkas ultrasonik. Ada transduser non-fokus dan transduser terfokus, yang sebagian besar didasarkan pada geometri parabola untuk analisis material, atau berdasarkan susunan bertahap, yang sebagian besar digunakan dalam rekayasa biomedis. Susunan bertahap menciptakan berkas terfokus dengan bantuan muka gelombang yang bergeser fase yang menggerakkan transduser terpisah tanpa gerakan fisik apa pun. [ 82 ]
2.3.1 Dasar-dasar Perambatan Gelombang Akustik
Gelombang akustik dapat dianggap sebagai transmisi adiabatik dari tumbukan, sebagai partikel yang bergetar cepat, di mana perbedaan tekanan menyebar melalui suatu medium. Untuk perambatan gelombang akustik dalam cairan, partikel berosilasi secara longitudinal, melepaskan energinya ke partikel yang berdekatan. Hubungan ini menghasilkan persamaan Newton–Laplace
menyatakan resistansi suatu bahan yang menahan perambatan gelombang suara.
Selain kerapatan akustik ρ dan kecepatan v , ω menunjukkan frekuensi sudut, α koefisien redaman, dan j bilangan imajiner. Jika gelombang akustik ditransmisikan antara dua material yang berbeda, koefisien transmisi t (Persamaan ( 7 )) dan koefisien refleksi r (Persamaan ( 8 )) dapat dijelaskan oleh impedansi akustik dari dua material, Z 1 dan Z 2 masing-masing, dengan asumsi bahwa suara merambat tegak lurus terhadap antarmuka material. [ 84 ]
Energi gelombang akustik yang ditransmisikan akan berkurang karena adanya pantulan jika gelombang tersebut merambat melewati batas material dengan impedansi akustik yang berbeda. Selain itu, gelombang suara akan dilemahkan atau diserap oleh material. Selain itu, ketidakhomogenan ukuran kecil menyebabkan hamburan gelombang selama perambatan. [ 85 ]
2.3.2 Efek Piezoelektrik
Gelombang ultrasonik dapat dihasilkan dengan transduser ultrasonik yang berbasis piezoelektrik. Piezoelektrik adalah pembangkitan medan listrik melalui deformasi mekanis bahan padat, seperti kristal atau keramik tertentu, di bawah pengaruh tekanan mekanis. [ 86 ] Agar bahan memiliki sifat piezoelektrik, pusat netralitas muatan harus memiliki sedikit offset terhadap pusat geometris sel satuan. [ 87 , 88 ] Ketika dideformasi di bawah gaya mekanis, atom dan muatan akan bergeser di dalam sel satuan dan memolarisasi bahan ( Gambar 2 ). Dipol-dipol kecil ini bertambah menjadi dipol terakumulasi, yang dapat diukur sebagai potensial listrik di elektroda. [ 89 ] Gaya unilateral yang diterapkan ini dapat disebabkan oleh gelombang suara yang mendeformasi kristal, sehingga menghasilkan perbedaan muatan. Sebaliknya, kristal piezoelektrik dapat mengerahkan gaya dengan menerapkan perbedaan muatan tersebut dan menghasilkan gelombang suara. [ 90 ] Kedua mode mekanisme yang sama ini membangun dasar untuk transmisi daya listrik.
di mana l menunjukkan jarak antara dua elektroda yang terpasang pada material piezoelektrik. Dengan demikian, peningkatan ketebalan lapisan piezoelektrik menghasilkan perubahan pada frekuensi resonansi dan tegangan induksi. Dengan mempertimbangkan PZT sebagai material pilihan, tegangan induksi meningkat dan frekuensi resonansi menurun dalam sistem tersebut, semakin tebal lapisan piezoelektriknya. Penurunan frekuensi resonansi ini juga menguntungkan perangkat yang ditanamkan karena lebih sedikit redaman sinyal yang terkait dengan jaringan. [ 93 ]
Selain efek piezoelektrik, efek fleksoelektrik perlu dipertimbangkan saat mengecilkan struktur piezoelektrik. Efek ini terjadi jika material tipis ditekuk dan muatannya berpindah karena regangan yang tidak homogen, sehingga menghasilkan polarisasi berlebih dibandingkan dengan keadaan tidak ditekuk. [ 94 – 96 ]
2.3.3 Dasar-dasar Transduser Ultrasonografi Kapasitif
Kemungkinan lain untuk menghasilkan gelombang ultrasonik adalah dengan menggunakan kapasitor mini yang membangkitkan membran agar bergetar. Kapasitor adalah komponen listrik yang memisahkan dan menyimpan muatan listrik pada elektrodanya, sehingga menciptakan medan listrik. [ 97 ] Kapasitor pelat sejajar digunakan untuk menjelaskan konversi energi dari perpindahan pelat menjadi energi listrik. Kapasitansi c untuk kapasitor pelat sejajar dengan pelat kapasitor berukuran sama diberikan oleh permitivitas vakum ε 0 , konstanta dielektrik ε r dari material di antara pelat, luas pelat a dan jarak antara pelat d [ 98 ]
Pada kapasitor, muatan hadir atau diterapkan pada pelat kapasitor penghantar. Muatan ini menginduksi medan listrik, yang berubah baik karena adanya muatan tambahan atau perubahan jarak d antara pelat kapasitor. Jika ini terjadi secara berkala, kapasitor ini dapat digunakan untuk mengubah energi, karena tegangan bolak-balik diinduksi. Misalnya, jika gelombang ultrasonik menyebabkan membran, yang juga berfungsi sebagai kapasitor pelat, bergetar, akan ada perubahan dalam jarak d dan, dengan demikian, juga dalam kapasitansi. Perubahan osilasi ini kemudian dapat dimanfaatkan untuk memanen energi listrik.
2.4 Perbandingan Metode Transfer Energi
Untuk mentransfer energi secara efisien dari perangkat ekstrakorporeal ke intrakorporeal, pertama-tama seseorang harus memahami perambatan energi melalui jaringan tubuh termasuk pelemahan dan disipasi. Batasan fisik kumparan dan transduser ultrasonik serta kemungkinan mendasar untuk mengecilkan perangkat transmisi energi dibahas dalam paragraf berikut berdasarkan dasar-dasar ini.
2.4.1 Redaman Gelombang dan Disipasi Energi
Jaringan yang berbeda pada tubuh manusia meredam medan elektromagnetik dan gelombang akustik secara berbeda. Untuk menampilkan korelasi ini, data diekstraksi dan dikompilasi dari berbagai publikasi dan disajikan dalam grafik yang akan datang. Bahkan jika konstanta (konstanta dielektrik dan faktor kehilangan dielektrik) digunakan untuk penurunan medan listrik dan kuantitas nilai riil untuk redaman akustik, keduanya digunakan dalam persamaan eksponensial dan keduanya bergantung pada jarak. Mengenai medan elektromagnetik, jaringan dengan konduktivitas yang lebih tinggi meredam medan elektromagnetik lebih kuat daripada jaringan dengan konduktivitas rendah. Medan elektromagnetik sangat dilemahkan oleh darah ( Gambar 3 ), tetapi jauh lebih sedikit oleh tulang. [ 63 , 99 , 100 ] Perilaku ini dapat dijelaskan dalam bentuk yang disederhanakan dengan permitivitas listrik ε (terdiri dari permitivitas relatif ε r dikalikan dengan permitivitas vakum ε 0 ) dan efeknya pada medan listrik E dan perpindahan listrik D [ 101 – 104 ]
Dengan demikian, hubungan induktif ideal untuk transmisi energi jarak pendek melalui kulit dan jaringan keras serta ultrasound di dalam tubuh untuk menghasilkan energi yang dapat ditransmisikan paling tinggi dan mencapai kedalaman penetrasi yang lebih besar. Dapat dilihat bahwa jaringan dengan kandungan air tinggi seperti organ dan otot memiliki redaman akustik yang rendah; ultrasound dapat mentransmisikan energi melalui setiap jaringan lunak, oleh karena itu ideal di daerah usus, misalnya.
2.4.2 Miniaturisasi Kumparan dan Transduser Ultrasonik
Karena implan kecil yang tersebar di seluruh tubuh perlu menerima energi sebanyak mungkin dan dibutuhkan, maka diperlukan kepadatan energi tertinggi yang mungkin diterima. Dengan demikian, yang penting bukan hanya energi absolut yang ditransfer tetapi juga tingkat potensi miniaturisasi jenis transduser penerima yang disajikan, yang mengorbankan kepadatan daya yang diterima. Sistem dua kumparan, kapasitor pelat bundar, dan elemen piezoelektrik diperkenalkan dan dibandingkan sebagai transduser potensial yang mengikuti prinsip kerja yang berbeda ( Gambar 5 ).
Untuk transmisi energi melalui kumparan, tidak ada nilai maksimum global dalam ruang desain yang dapat diformulasikan. Namun, tren yang jelas dapat dilihat dalam miniaturisasi: jika diameter kumparan dikurangi, koefisien kopling akan berkurang (Persamaan ( 1 ) dan ( 3 )). Dengan meningkatkan jumlah lilitan untuk meningkatkan induktansi timbal balik (Persamaan ( 2 )) dan dengan demikian koefisien kopling, resistansi konduktor yang lebih tinggi karena peningkatan panjang konduktor akan tercipta, yang diperkuat oleh efek kulit hanya pada frekuensi tinggi. Hal ini pada gilirannya akan memiliki efek kontraproduktif, karena faktor kualitas q (Persamaan ( 4 )) akan berkurang lagi. Oleh karena itu, kumparan penerima yang sangat miniaturisasi akan menghasilkan kepadatan energi yang jauh lebih rendah. Untuk hubungan induktif yang ada, koefisien kopling berkurang secara eksponensial dengan meningkatnya jarak. [ 60 ] jika sistem yang ditanamkan harus disuplai dengan jumlah energi yang sama meskipun jaraknya telah meningkat, energi dan dengan demikian medan listrik yang diinduksi e rms perlu ditingkatkan secara eksponensial juga. Hal ini membatasi kedalaman pemasangan sistem, karena hanya sejumlah energi terbatas yang diizinkan masuk ke dalam tubuh manusia (lihat peraturan bagian ). Sebagai aturan praktis, jarak transmisi hingga diameter kumparan dapat dibayangkan.
Untuk berbagai sistem penerima ultrasonik yang dibahas di sini, batasan serupa berlaku berkenaan dengan miniaturisasi. Pzt massal tidak akan mengubah kerapatan energinya jika hanya permukaannya, tetapi bukan ketebalannya, yang diubah. Ini juga berlaku untuk susunan transduser yang dibangun dari membran (pmut, cmut), karena susunan tersebut dapat dibuat lebih kecil sesuai keinginan dengan mengintegrasikan lebih sedikit membran; kerapatan energi juga tidak berubah di sini. Transmisi energi yang berkurang karena impedansi akustik yang berbeda (Persamaan ( 6 )) tidak boleh diabaikan di sini, tetapi setidaknya dapat diselesaikan sebagian dengan lapisan pencocokan akustik. Selain potensi miniaturisasi, perlu dicatat bahwa jaringan tertentu yang terletak di antara transduser memiliki pengaruh besar pada energi yang ditransmisikan, seperti yang dijelaskan dalam 2.4.1).
2.5 Peraturan
Peraturan diberlakukan untuk membatasi kekuatan medan elektromagnetik dan tingkat energi tekanan suara untuk melindungi pasien dari potensi risiko dan bahaya. Perbandingan antara batas-batas yang berbeda membantu mengidentifikasi kondisi batas di mana penggunaan metode transmisi lebih bermanfaat daripada yang lain. Namun, contoh berikut menggambarkan mengapa perbandingan itu sulit: Kepadatan energi yang dengannya ultrasound diizinkan untuk dikirim ke dalam tubuh ditetapkan pada 720 mW cm −2 , [ 110 , 111 ] transmisi energi dalam jangka waktu yang panjang dengan kopling induktif ditetapkan pada 1,6 W kg −1 . [ 112 ] Batas-batas tersebut merujuk pada referensi yang berbeda, yaitu area jaringan tempat gelombang merambat untuk ultrasound dan berat tubuh untuk medan elektromagnetik. Oleh karena itu, batas keamanan yang berbeda disajikan dalam bagian berikut tanpa perbandingan langsung, hanya efeknya pada tubuh manusia yang disorot.
Salah satu parameter penting untuk semua alat medis implan aktif adalah peningkatan suhu dalam tubuh (peningkatan suhu dan indeks termal) yang secara hukum dibatasi hingga 1 K terlepas dari asal fisik energi disipasi seperti dijelaskan secara rinci di bawah ini. [ 113 , 114 ]
2.5.1 Peraturan Elektromagnetik
Tenaga yang diberikan ke tubuh manusia melalui medan listrik memanaskan jaringan manusia di area tertentu. Karena protein dan sel dalam tubuh hanya dapat mentoleransi kenaikan suhu tertentu, panas yang diberikan tidak boleh melebihi batas tertentu. Batasan yang disajikan di sini mempertimbangkan medan listrik terinduksi tertinggi serta kenaikan suhu maksimum yang diizinkan pada tubuh manusia.
Tingkat Penyerapan Spesifik (SAR)
SAR menggambarkan penyerapan energi oleh jaringan hidup. Energi tersebut kemudian diubah menjadi panas, yang penyerapannya terbatas pada jaringan manusia yang hidup. SAR untuk medan listrik dapat dihitung melalui
di mana σ adalah konduktivitas jaringan, E rms 2 adalah medan listrik yang diinduksi dan ρ adalah kepadatan jaringan di bawah paparan elektromagnetik. [ 115 , 116 ] Kedua pedoman yang paling signifikan, standar IEEE dari asosiasi standar IEEE dan Komisi Internasional tentang Perlindungan Radiasi Non-Ionisasi (ICNIRP), merekomendasikan batas SAR yang serupa. Sementara organisasi standar IEEE menyarankan batas SAR sebesar 1,6 W kg −1 antara 3 kHz dan 300 GHz, [ 117 ] standar ICNIRP merekomendasikan batas sebesar 2 W kg −1 antara 100 kHz dan 6 GHz. [ 113 ]
Peningkatan Suhu
Peningkatan suhu yang ditoleransi dengan baik yang masih dapat ditahan, diatur, dan tidak terjadi gangguan fisik atau mental secara umum dianggap sebesar 1 K. [ 118 – 120 ] Untuk mencegah peningkatan suhu di atas 1 K dari suhu tubuh rata-rata, ICNIRP mengusulkan SAR rata-rata seluruh tubuh yang konservatif sebesar 0,4 W kg −1 (100 kHz hingga 6 GHz) selama 30 menit, dalam batas aman dan pengurangan faktor 10 untuk ketidakpastian ilmiah. [ 113 ] Peningkatan suhu jaringan lokal jangka pendek atau ketika energi ditransmisikan hanya secara berkala dengan jeda yang lama di antara transmisi, yang memungkinkan tubuh menghilangkan panas yang berlebihan, memungkinkan peningkatan SAR hingga 10 W kg −1 (100 kHz hingga 6 GHz) untuk interval 6 menit. Uni Eropa mengikuti pedoman ICNIRP dalam rekomendasinya untuk keselamatan medan elektromagnetik. [ 114 ] Badan Pengawas Obat dan Makanan AS (FDA) hanya membatasi kenaikan suhu lokal untuk implan medis. Selama pemeriksaan MRI, kenaikan suhu lokal sebesar 2 K diperbolehkan, tetapi untuk area tubuh yang sensitif, seperti otak, kenaikan suhu 2 K ini dibatasi hingga 15 menit. [ 121 ] Akan tetapi, sangat disarankan agar kenaikan suhu jaringan lokal tidak melebihi 39 °C. [ 122 ]
2.5.2 Peraturan Ultrasonografi
Untuk USG, batasan dan metode yang berbeda berlaku untuk memastikan keselamatan pasien. Di sini, batasan juga harus mencegah peningkatan suhu tubuh. Selain itu, ada batasan yang dimaksudkan untuk mencegah masuknya gaya mekanis lokal yang dapat menyebabkan kavitasi dalam cairan, misalnya.
Indeks Termal
Berasal dari USG diagnostik medis adalah Indeks Termal TI , indikator relatif untuk menentukan masukan panas ke dalam tubuh manusia
Daya akustik yang dilemahkan W p pada kedalaman yang diinginkan dibagi dengan W derajat , yaitu daya yang diestimasikan untuk menaikkan suhu jaringan kesetimbangan sebesar 1 K, tergantung pada model jaringan spesifik yang dipilih. [ 123 ] TI merupakan estimasi empiris, yang darinya dalam bidang USG medis dapat disimpulkan bahwa jaringan keras, seperti tulang, lebih rentan untuk dipanaskan dibandingkan jaringan lunak [ 124 , 125 ] dan bahwa masukan daya yang lebih tinggi selalu menyebabkan kenaikan suhu yang lebih tinggi. [ 126 , 127 ]
Indeks Mekanik
Metrik lain untuk mengevaluasi penggunaan USG yang aman adalah apa yang disebut indeks mekanis MI . Ini menggambarkan masuknya USG secara mekanis langsung ke dalam jaringan dan menunjukkan kemungkinan bioefek, seperti kavitasi dan aliran akustik dan didefinisikan sebagai
di mana P r adalah amplitudo tekanan negatif dalam MPa, f avg adalah frekuensi yang diterapkan secara akustik dalam MHz, z adalah jarak dari transduser dalam cm dan C MI = 1 MPa · MHz–1/2 adalah faktor koreksi. [ 127 ] MI menunjukkan risiko kerusakan mikromekanis melalui kavitasi. [ 128 ] Dari rumus tersebut, dapat disimpulkan bahwa tekanan yang lebih tinggi, frekuensi yang lebih tinggi, dan kedalaman yang lebih besar dalam tubuh manusia menyebabkan MI yang lebih rendah . Indeks mekanis secara efektif berarti keruntuhan gelembung yang hebat dalam jaringan. Di dalam paru-paru, batas MI < 0,7 [ 127 ] direkomendasikan oleh FDA, sedangkan batas hukum untuk aplikasi diagnostik medis dari FDA secara signifikan lebih tinggi dengan MI < 1,9. [ 110 ] Pada indeks ini, efek kavitasi sudah terjadi; dalam aplikasi nyata, MI seharusnya secara signifikan lebih rendah. Evaluasi waktu aplikasi untuk penggunaan permanen juga tidak dipertimbangkan oleh MI . Standar untuk operasi permanen dalam batas aman saat ini masih kurang.
2.6 Dasar-dasar dalam Transmisi Data
Konsep penting dari perangkat implan adalah untuk mengumpulkan data guna meningkatkan pengobatan. Data ini dapat mencakup suhu tubuh, tekanan darah, atau penanda inflamasi, tetapi juga sinyal bioelektrik dari otot dan saraf, yang memberikan informasi yang lebih rinci kepada dokter untuk menangani penyakit dengan cara yang paling efisien. Dalam kasus lain, implan membantu memulihkan indra yang hilang, seperti yang dilakukan implan koklea. Namun, dalam kedua konteks tersebut, data perlu dipertukarkan antara perangkat implan dan perangkat yang dipasang di tubuh ekstrakorporeal atau di masa mendatang juga antara perangkat implan itu sendiri. Data perlu dikodekan untuk membedakannya dari sinyal acak seperti kebisingan dan untuk mengirimkan informasi. Secara umum, ada prinsip analog dan digital. Di sini, hanya skema digital yang akan dijelaskan.
2.6.1 Teknik Modulasi Dasar
Baik teknik komunikasi berbasis ultrasonik maupun induktif sering kali mengikuti prinsip dasar yang sama untuk mengodekan data untuk transfer informasi. Prinsip-prinsip ini meliputi penguncian pergeseran amplitudo (ASK), penguncian pergeseran frekuensi (FSK), dan penguncian pergeseran fase diferensial (DPSK). Untuk teknik digital dasar, hanya modulasi biner yang dipertimbangkan dalam kontribusi ini. Di luar modulasi data pada frekuensi pembawa pasokan energi, pengodean data dilakukan dalam banyak kasus untuk memisahkan jumlah pasokan energi dari informasi yang dikirimkan (misalnya, dengan kode Manchester) dan untuk menyediakan kemungkinan koreksi kesalahan melalui pengodean tingkat lanjut. Enkripsi bukanlah topik dari karya ini tetapi harus dipertimbangkan untuk memastikan tidak hanya keselamatan dan keamanan tetapi juga privasi data kesehatan subjek.
Dalam kasus ASK, data memodulasi pembawa dengan memvariasikan amplitudo sesuai dengan urutan bit data. Misalnya, level amplitudo tertinggi dapat mewakili bit ‘1’, amplitudo yang lebih rendah mewakili bit ‘0’ ( Gambar 6 , kiri). Jika hanya satu bit yang dikodekan per simbol dan level amplitudo yang lebih rendah ditetapkan ke 0 V, teknik modulasi akan disebut sebagai On-Off Keying. Jika pasokan energi berkelanjutan diperlukan, dua level tegangan yang berbeda dari 0 V lebih disukai.
ASK memiliki tuntutan yang relatif moderat pada implementasi perangkat lunak dan perangkat keras dibandingkan dengan FSK. Khususnya, konsepnya yang lugas telah diterapkan sebagai salah satu modulasi komunikasi standar dalam implan koklea . 129 ]Namun, persyaratannya pada interpretasi tingkat amplitudo rentan terhadap gangguan dan pantulan dan, oleh karena itu, pengambilan informasi yang salah. Fakta ini terutama terkait dengan pelemahan jaringan atau tulang manusia, yang berlaku untuk gelombang elektromagnetik dan ultrasonik dalam istilah masing-masing. Karena alasan inilah ASK menuntut perbedaan yang cukup secara konstan dalam tingkat amplitudo terkait bit, meskipun ada pengurangan kekuatan sinyal terkait jarak antara dua perangkat.
Frekuensi tetap sama saat amplitudo dilemahkan. Dengan demikian, modulasi berbasis FSK dianggap lebih tangguh terhadap gangguan lingkungan. Dalam kasus FSK biner (BFSK), informasi dikodekan melalui dua frekuensi diskrit. Dalam konteks ini, frekuensi yang lebih tinggi mewakili logika ‘1’, dan frekuensi yang lebih rendah mewakili logika ‘0’ (Gambar 6 , tengah). Interpretasi data memerlukan penentuan frekuensi yang akurat, dengan penyaringan pita sempit terpisah dari frekuensi transmisi atau sering kali melalui Transformasi Fourier Cepat (FFT). 130 ]Akhirnya, fakta ini menghasilkan desain yang lebih kompleks baik pada sisi perangkat lunak maupun perangkat keras untuk modulasi dan demodulasi. Faktor Q sistem harus dipilih sedemikian rupa sehingga pergeseran frekuensi masih dalam efisiensi transmisi yang cukup tinggi untuk mencegah kehilangan data.
DPSK, pada gilirannya, memungkinkan komunikasi hemat energi dengan persyaratan perangkat keras sedang. [ 131 ] Penafsiran pesan hanya bergantung pada pergeseran fase dan bukan fase absolut dari sinyal itu sendiri, misalnya, logika ‘0’ ditunjukkan tanpa pergeseran, logika ‘1’ ditunjukkan dengan 180° (Gambar 6 , kanan). Dalam konsep ini, level amplitudo tetap konstan, dan energi sinyal tidak bergantung pada pesan yang dikirim.
2.6.2 Kemajuan dalam Teknik Modulasi
ASK, FSK, dan DPSK memungkinkan penggunaan lebih dari dua nilai diskret, yaitu, beberapa level amplitudo, frekuensi, atau pergeseran fase. Pengenalan nilai-nilai yang berbeda ini mengarah pada penafsiran simbol (bentuk gelombang yang mewakili satu atau lebih bit) daripada bit dan dapat meningkatkan laju data keseluruhan. Dengan mengambil empat nilai diskret seperti 4-FSK, 4-PSK, atau 4-ASK, dua bit ditransfer per simbol. Misalnya, dalam kasus 4-FSK dengan 1, 1,25, 1,5, dan 1,75 MHz sebagai frekuensi pembawa, 1 MHz mewakili urutan bit ’00’, 1,25 MHz urutan bit ’01’, 1,5 MHz urutan bit ’10’, dan 1,75 MHz urutan bit ’11’. Kombinasi ASK, FSK, dan PSK juga berlaku. Studi lebih lanjut menunjukkan kombinasi data yang ditransmisikan bersamaan dengan pemanenan energi. [ 132 , 133 ]
2.6.3 Validasi Data
Meskipun informasi dipertukarkan melalui teknik komunikasi ini, validasi kebenaran data tetap penting bagi perangkat yang ditanamkan. Kemampuan sistem untuk mendeteksi dan mengoreksi informasi palsu menentukan kinerja keseluruhan potensi implan untuk berfungsi sebagai panduan diagnosis atau perawatan medis.
Bit-Error-Rate (BER) membandingkan jumlah keseluruhan bit yang dikirim dengan jumlah bit yang diterima atau ditafsirkan secara salah, menghasilkan
BER merupakan parameter dasar untuk mengevaluasi saluran komunikasi dan, namun, tidak mengatasi tantangan untuk mengetahui kesalahan dalam muatan informasi. Sebaliknya, protokol komunikasi perlu memperhitungkan deteksi kesalahan bit, seperti dengan menggunakan bit paritas genap. Bit ini, yang ditambahkan di akhir urutan bit, terbaca ‘1’ atau ‘0’. Bit paritas ini ditentukan oleh nomor urutan bit ‘1’ yang ganjil atau genap. Namun, menambahkan hanya satu bit paritas terbatas pada satu kesalahan bit per urutan bit saja.
Teknik tingkat lanjut yang disebut Cycle Redundancy Check (CRC) didasarkan pada polinomial dan memungkinkan pendeteksian lebih dari satu pembalikan bit. [ 134 ] Dibandingkan dengan kode deteksi kesalahan saja, metode yang lebih maju seperti Hamming atau Solomon-Reed bahkan memungkinkan pendeteksian dan koreksi kesalahan, namun, menurunkan BER efektif dengan mengorbankan bit rate efektif yang berkurang. [ 135 – 137 ]
2.6.4 Pertimbangan Energi dalam Hal Teknik Bit-Coding dan Modulasi
Teknik modulasi seperti ASK, FSK, atau DPSK menentukan bagaimana pesan memengaruhi pembawa. Pengodean, pada gilirannya, menjelaskan bagaimana pesan yang dimaksud dibuat sebelum memodulasi pembawa melalui ASK, FSK, dan DPSK ( Gambar 7 ). Pengodean itu sendiri menyediakan fitur tambahan seperti sinkronisasi, misalnya, dengan kode barker atau deteksi kesalahan. Fitur-fitur ini selalu mewakili redundansi informasi dengan pengurangan laju data yang melekat, yang harus dipertimbangkan sehubungan dengan manfaat untuk setiap aplikasi.
Dalam kasus perangkat implan yang digunakan untuk transfer energi dan data, sering kali diinginkan untuk menjaga agar energi tetap independen dari informasi yang disampaikan itu sendiri. Namun, transmisi informasi juga terkait dengan sejumlah energi yang diterima di sisi penerima. Untuk permintaan ini, energi sinyal yang diterima E dievaluasi dengan
di mana s menunjukkan jalannya sinyal dalam domain waktu.
Keinginan untuk mendapatkan energi E yang diterima secara konstan dapat diatasi dengan bit-coding atau modulasi. Faktanya, teknik modulasi menentukan bagaimana energi dipisahkan dari informasi. Keadaan ini terutama terkait dengan teknik modulasi yang merupakan fungsi dari data yang dikirim.
Mengenai ASK, penerapan bit-coding Manchester memenuhi permintaan akan energi konstan per bit. Fakta ini disebabkan oleh level DC Manchester Code yang nol dan pembalikannya yang dipaksakan sebagai sisi naik atau turun untuk mewakili biner ‘1’ atau ‘0’, yang menghasilkan laju data yang berkurang.
Teknik modulasi DPSK didasarkan pada prinsip yang sama dengan pengkodean bit Manchester, asalkan perubahan fase bergantung pada bit selama zero crossing. Berkat konsep ini, level amplitudo tetap konstan dan, dengan demikian, energi sinyal selalu independen dari pesan yang dikirim. Selain itu, pengkodean dan dekode bit dapat difasilitasi karena teknik modulasi itu sendiri menggabungkan pedoman energi yang diinginkan.
Tautan komunikasi berdasarkan FSK juga dapat mengintegrasikan pembatasan energi pada sisi modulasi tetapi menuntut aspek tambahan yang perlu dipertimbangkan. Aspek-aspek ini berkaitan dengan pelemahan frekuensi independen media, bersama dengan periode frekuensi yang dipilih yang merupakan kelipatan satu sama lain. Periode frekuensi ini memerlukan penyesuaian sedemikian rupa sehingga setiap simbol memerlukan waktu yang sama untuk dimodulasi. Mempertimbangkan BFSK sebagai contoh, berdasarkan 1 dan 2 MHz yang masing-masing merupakan representasi biner ‘0’ dan ‘1’, sinyal sinusoidal biner ‘1’ perlu memerlukan periode dua kali lebih banyak daripada representasi sinusoidal ‘0’.
2.6.5 Pemilihan Frekuensi dan Pita Komunikasi Data di Sektor Medis
Pita frekuensi yang berbeda dialokasikan untuk aplikasi medis seperti Active Implantable Medical Devices (AIMD). Pita ini terutama berlaku untuk komunikasi berbasis RF atau induktif dan mencakup tetapi tidak terbatas pada kHz yang lebih rendah (9–315 kHz), MHz menengah (30–37,5 MHz) dan wilayah MHz yang lebih tinggi (401–457 MHz, 902–928 MHz). [ 138 ] Pita pertama yang dialokasikan secara khusus untuk peralatan medis adalah pita industri, ilmiah, medis (ISM), diikuti oleh perluasan ke lebih banyak pita seperti Medical Device Radiocommunication Service (MedRadio) atau Medical Implant Communication Service (MICS). [ 139 ] Misalnya, MICS menyediakan beberapa pita di wilayah 400 MHz (402–405 MHz) hanya untuk keperluan medis. Khususnya, alat pacu jantung dan stimulator neuromuskular dapat menggunakan pita ini, semuanya didasarkan pada komunikasi elektromagnetik secara eksklusif. [ 140 ]
Sebagai perbandingan, sistem berbasis ultrasonik tidak dapat dibatasi pada pita tertentu, tetapi akan menempati rentang frekuensi dari kHz rendah hingga MHz rendah. Fakta ini sebagian besar berkaitan dengan redaman yang terkait dengan jaringan dengan peningkatan frekuensi. Misalnya, sinyal ultrasonik dengan frekuensi 400 MHz sudah dilemahkan beberapa puluh dB per cm dalam jaringan otot. [ 141 – 145 ]
3 Transduser yang Ada – Daya dan Komunikasi
Berdasarkan dasar-dasar bagian sebelumnya, dibahas kombinasi teknologi transmisi energi dan disajikan kemungkinan kombinasi terbaik. Berbagai kumparan dan susunannya (sistem dua kumparan, sistem empat kumparan, dan sistem kumparan 2D) serta berbagai jenis transduser ultrasonik (CMUT, PMUT, dan transduser kristal piezoelektrik) diperkenalkan.
3.1 Tautan Induktif
Sistem dua, tiga, dan empat kumparan digunakan untuk transmisi energi ( Gambar 8 ). Sistem dua kumparan telah lama dikenal dan mudah dirancang, terdiri dari bagian ekstrakorporeal dan bagian yang ditanamkan. Salah satu masalah yang terjadi adalah penurunan langsung koefisien kopling k dan oleh karena itu energi yang ditransmisikan jika kumparan tidak sejajar. [ 146 ] Masalah ini dapat dipecahkan dengan dimensi kumparan pemancar yang besar dan kumparan penerima yang kecil. Ini menjamin bahwa energi masih ditransmisikan terlepas dari posisi kumparan pemancar yang tidak akurat; namun, efisiensi dan faktor kualitas juga turun secara signifikan. [ 147 – 149 ] Untuk sistem multikumparan, konfigurasi resonator yang berbeda dapat diimplementasikan, yang juga mengurangi kerugian melalui ketidaksejajaran. [ 150 ] Tantangan lain untuk mentransmisikan energi sebanyak mungkin adalah mencocokkan resistansi beban di situs penerima dan resistansi sumber di sisi transmisi. [ 151 , 152 ]
Dibandingkan dengan sistem dua kumparan, sistem tiga dan empat kumparan memiliki efisiensi transmisi daya yang lebih tinggi. Dengan sistem multikumparan, daya keluaran dapat disetel lebih baik ke beban dengan kumparan tambahan, yang mengarah ke transmisi energi yang mungkin lebih tinggi. [ 153 ] Juga untuk meningkatkan resistansi beban, sistem tiga [ 154 , 155 ] dan empat kumparan [ 156 , 157 ] memiliki pencocokan impedansi yang lebih baik dan bertindak lebih kuat dalam kasus tertentu. [ 158 ] Masalah dengan sistem beberapa kumparan bukan hanya kurangnya miniaturisasi implan tetapi juga peningkatan risiko peradangan saat ukuran implan meningkat. [ 159 ]
Sebuah cara untuk memecahkan masalah ukuran dan efisiensi, adalah dengan menggunakan sistem empat kumparan planar dengan dua kumparan ekstrakorporeal besar dan dua kumparan implan kecil yang dikembangkan oleh Stoecklin et. al. [ 133 , 152 , 160 ] Dalam pengaturan ini, sistem dua kumparan independen satu sama lain, karena transmisi energi dan sinyal dipisahkan satu sama lain, menggunakan salah satu kumparan besar dan kecil masing-masing. Ini memungkinkan transmisi energi pada frekuensi yang relatif tinggi (40,68 MHz) dan komunikasi yang kuat; seluruh sistem juga tangguh terhadap ketidakcocokan. Eksperimen telah menunjukkan bahwa kumparan bundar mentransfer lebih banyak energi daripada kumparan persegi; oleh karena itu penggunaan kumparan bundar, daripada persegi, direkomendasikan. [ 161 ] Pada konfigurasi Stoecklin yang disebutkan sebelumnya, transmisi daya sebesar 30 mW dan transmisi data sebesar 6,78 Mbit/s pada jarak 20 mm bukanlah yang tertinggi dari semua kumparan yang dibandingkan, namun kombinasi miniaturisasi, daya dan transmisi data tetap optimal untuk implan yang diusulkan dalam artikel ini.
3.2 Transduser Ultrasonik
Transduser ultrasonik yang tersedia secara komersial, yang sering disebut juga transduser massal, sebagian besar digunakan untuk aplikasi diagnostik seperti sonografi. Prinsip kerjanya didasarkan pada pemanfaatan mode d33 keramik piezoelektrik, yang menghasilkan transmisi gelombang longitudinal di dalam tubuh ( Gambar 9 ). Demi transmisi energi terbaik, sebagian besar transduser PZT massal hadir dengan ketebalan setengah panjang gelombang (λ/2) dan memiliki lapisan λ/4 tambahan untuk memastikan pencocokan impedansi akustik. [ 76 ]
Namun, aplikasi masa depan berdasarkan desain transduser massal tradisional ini akan dibatasi pada ketebalan substatus dalam kisaran mm. Fakta ini terutama berhubungan dengan konstanta frekuensi resonansi material Nt (Nt = 2000 Hz/m untuk PZT), bersama dengan peningkatan redaman akustik jaringan manusia dengan peningkatan frekuensi. Misalnya, ketebalan keramik 100 μm menghasilkan frekuensi resonansi 20 MHz dan, oleh karena itu, redaman 20 dB cm −1 . Desain masa depan, termasuk CMUT (capacitive micromachined ultrasonic transducers) [ 26 , 34 , 81 , 162 ] dan PMUT (piezoelectric micromachined ultrasonic transducers), [ 76 , 79 , 163 – 165 ] seharusnya mengatasi tantangan ini.
Alih-alih mengandalkan mode ketebalan, membran PMUT dan CMUT tereksitasi sedemikian rupa sehingga energi ditransmisikan melalui mode tekukan lentur. Penting untuk diperhatikan bahwa hanya mode (0, 1) (mode resonansi orde pertama) yang menarik karena transfer energinya yang paling efisien ke media lain. [ 166 ] Selain itu, mode lentur memungkinkan penyesuaian impedansi akustik dan, oleh karena itu, berpotensi menghemat lapisan pencocokan akustik. [ 79 ]
CMUT terdiri dari elektroda atas, membran, isolasi, rongga, dan elektroda bawah (Gambar 9 , tengah). Namun, pengoperasiannya memerlukan tegangan bias DC untuk transmisi dan emisi. Dalam mode penerimaan, CMUT memanfaatkan perubahan arus i , yang berkaitan dengan
di mana V DC menunjukkan tegangan bias, V AC tegangan sinyal, dan C(t) kapasitansi yang bervariasi terhadap waktu, masing-masing. [ 167 ] Persamaan ini menyiratkan bahwa semakin tinggi tegangan bias, semakin tinggi arus yang terdeteksi dan semakin baik sensitivitas penerimaan ultrasound. Namun, hal itu tidak mengatasi masalah tambahan dari kapasitansi awal CMUT yang berada dalam rentang pF yang lebih rendah. Nilai kapasitansi yang rendah ini cocok dengan kapasitansi parasit tata letak listrik, yang mempersulit pembacaan perubahan kapasitansi dan arus yang dihasilkannya. Karena alasan inilah tegangan bias antara 30 dan 200 V diperlukan untuk mengoperasikan CMUT secara efisien. [ 168 ] Namun, tegangan ini tidak hanya rumit untuk disediakan pada PCB miniaturisasi tetapi juga menimbulkan tantangan insolasi listrik untuk mencegah potensi risiko kesehatan bagi pasien saat ditanamkan. Meskipun demikian, CMUT memiliki keuntungan besar untuk dioperasikan dalam mode snap-in, yang dapat meningkatkan tekanan keluarannya hingga tiga kali lipat. [ 169 , 170 ] Oleh karena itu, desain CMUT di masa depan mungkin memerlukan tegangan bias yang lebih rendah dan tetap menjadi alternatif yang menjanjikan untuk perangkat implan dengan transfer daya tinggi.
PMUT, sebagai perbandingan, tidak memerlukan tegangan bias untuk beroperasi secara efektif tetapi lebih mudah digerakkan dengan tegangan antara V PP = 2 V dan V PP = 30 V. Hal ini juga memungkinkan pengaktifan lapisan oleh sirkuit yang sangat terintegrasi tanpa memerlukan perangkat keras lebih lanjut. Desainnya mirip dengan CMUT, dengan perbedaan utama tidak membentuk kapasitansi tetapi memiliki kedua elektroda yang langsung terpasang pada membran lentur (Gambar 9 , kanan). Membran itu sendiri tidak hanya terdiri dari bahan piezoelektrik dan elektroda tetapi juga sering kali lapisan SiO2 . [ 79 ] itu, dengan menggunakan AIN (Aluminium Nitrida) sebagai bahan piezoelektrik, PMUT memiliki biokompatibilitas yang baik. Properti seperti modulus Young dan ketebalan bahan membran, dikombinasikan dengan penjepitan mekanis dan bentuk PMUT, menentukan frekuensi resonansinya. PMUT dengan ketebalan membran dan substrat dalam kisaran μm, karenanya, dapat memiliki frekuensi resonansi antara 100 kHz hingga kisaran MHz yang lebih rendah. Ini ideal untuk komunikasi intrabody karena frekuensinya memungkinkan kemampuan pemfokusan yang memadai dan menjamin kekuatan sinyal yang memadai pada saat yang sama. Setiap aplikasi sendiri mungkin memerlukan frekuensi tertentu.
Untuk komunikasi intra-body dengan implan yang ditempatkan berdekatan satu sama lain, frekuensi atau bandwidth yang lebih tinggi dapat meningkatkan laju data dan menghindari efek multipath. Komunikasi antara implan yang ditempatkan lebih jauh mungkin bergantung pada komunikasi berbasis frekuensi yang agak rendah. PMUT dan CMUT keduanya memiliki laju transmisi data hingga 600 kBit s −1 dan jarak transmisi hingga 10 cm, [ 171 , 172 ] sementara transduser lain memiliki laju data hingga 15 Mbit s −1 dan jarak transmisi 5 cm. [ 173 , 174 ]
3.3 Kepadatan Daya
Salah satu metrik untuk membandingkan berbagai metode transfer energi adalah perbandingan kerapatan daya yang diterima. Perbandingan antara berbagai metode transmisi energi dan bahkan dalam teknologi sulit dilakukan, karena sebagian besar biasanya dirancang untuk jarak yang berbeda dan, disesuaikan dengan aplikasi yang diinginkan, jumlah energi listrik yang ditransmisikan berbeda. Namun demikian, untuk menemukan perbandingan yang sesuai untuk kedalaman yang berbeda, kerapatan energi yang diterima digunakan.
Perbandingan antara kerapatan daya untuk transduser ultrasonik dan hubungan induktif menunjukkan spektrum luas kerapatan daya yang ditransmisikan pada jarak antara 1 dan 180 mm ( Gambar 10 dan Tabel 2 ). Sebagian besar sistem bertenaga induktif telah dioptimalkan untuk jarak pendek hingga 50 mm, sementara transduser ultrasonik menunjukkan rentang kerapatan energi dan jarak transmisi energi yang luas dengan jarak lebih dari 50 mm.
| Jenis transmisi | Kepadatan energi dalam mW | Rentang aktif dalam mm | Frekuensi dalam MHz | Referensi |
|---|---|---|---|---|
| Tautan induktif | 0,008 | 10 | 13.56 | [ 179 ] |
| 0,032 | 6 | 10 | [ 188 ] | |
| 0,066 tahun | 10 | 50 | [ 181 ] | |
| 0,095 | 50 | 13.56 | [ 197 ] | |
| 0.107 | 30 | 13.56 | [ 187 ] | |
| 0,179 tahun | 10 | 1 | [ 32 ] | |
| 0.362 | 1 | 5800 | [ 31 ] | |
| 0.480 | 10 | 950 | [ 191 ] | |
| 0,745 tahun | 20 | 13.56 | [ 197 ] | |
| 1.150 | 16 | 60 | [ 154 ] | |
| 1.154 | 5 | 13.56 | [ 183 ] | |
| 1.154 | 5 | 60 | [ 183 ] | |
| 1.260 | 12 | 39.86 | [ 192 ] | |
| 1.528 | 20 | 40.68 | [ 133 ] | |
| 2.215 | 5 | 403 | [ 189 ] | |
| 4.400 | 10 | 13.56 | [ 194 ] | |
| 4.587 | 10 | 160 | [ 195 ] | |
| Transduser ultrasonik | 0,0003 | 2 | 3.3 | [ 35 ] |
| 0,0004 | 150 | 0,250–0,268 | [ 186 ] | |
| 0,007 tahun | 25 | 3 | [ 164 ] | |
| 0,082 | 40 | 0.7 | [ 180 ] | |
| 0.124 | 176 | 5.85 | [ 34 ] | |
| 0,175 | 20 | 0,088 | [ 33 ] | |
| 0.216 | 22 | 0,0669 tahun | [ 190 ] | |
| 0.280 | 30 | 0,94 | [ 185 ] | |
| 0.420 | 105 | 0.84 | [ 175 ] | |
| 0.500 | 70 | 0,74 tahun | [ 193 ] | |
| 0.616 | 19 | 3 | [ 196 ] | |
| 0.622 | 21.5 | 1.85 | [ 184 ] | |
| 0.710 | 40 | 2 | [ 176 ] | |
| 0.826 | 60 | 1.19 | [ 177 ] | |
| 0.826 | 60 | 1.27 | [ 177 ] | |
| 0.826 | 60 | 1.58 | [ 177 ] | |
| 0.909 | 50 | 1.6 | [ 182 ] | |
| 1.103 | 105 | 1.314 | [ 178 ] |
Untuk sebagian besar perangkat biomedis yang disajikan di sini, perlu dicatat bahwa meskipun kepadatan energi yang ditransmisikan dari transduser ultrasonik relatif tinggi, kopling induktif mengungguli transmisi energi ultrasonik dalam hal energi absolut yang diterima. Namun, desain yang berbeda dari tautan induktif dan transduser ultrasonik menentukan aplikasinya: kumparan heliks cenderung memiliki kepadatan energi yang lebih tinggi, tetapi hanya layak untuk transmisi energi dalam jarak pendek. Sebaliknya, kumparan planar cocok untuk transmisi energi hingga 50 mm dengan kepadatan energi yang lebih rendah dalam semua implementasi yang dievaluasi. Perbedaan ini bahkan lebih jelas dengan transduser ultrasonik: transduser piezo kristal massal adalah satu-satunya jenis, yang dapat memberikan kepadatan energi dan jarak transmisi yang cukup. CMUT dan PMUT saat ini memiliki jarak transmisi yang tinggi atau kepadatan daya yang dapat diterima. [ 31 – 35 , 132 , 154 , 164 , 175 – 197 ]
3.4 Enkapsulasi
Implan medis aktif terdiri dari berbagai komponen, yang sebagian besar memerlukan enkapsulasi. Implan menjadi usang tanpa enkapsulasi yang dipilih dengan benar untuk melindungi tubuh dan implan dari satu sama lain. Di sini, kami fokus pada enkapsulasi konverter energi dan tantangan yang perlu diperhitungkan di sini. Untuk mencapai hermetisitas, implan sering dienkapsulasi dalam wadah logam atau wadah keramik; dengan demikian, baik gas maupun cairan tidak dapat menembus atau keluar ( Gambar 11 ). [ 198 ] Karena penutup logam akan mewakili sangkar Faraday yang melaluinya medan elektromagnetik tidak dapat atau hanya sulit menembus, dan karena enkapsulasi logam tebal memiliki redaman akustik dan koefisien refleksi yang tinggi, kami berkonsentrasi pada metode enkapsulasi non-hermetis, seperti yang disediakan oleh polimer.
Enkapsulasi non-hermetis adalah konsep pengemasan penting untuk tautan induktif dan transduser ultrasonik. Tautan induktif memerlukan enkapsulasi, yang memiliki kerugian dielektrik rendah; bahan seperti keramik dan polimer memenuhi permintaan ini (Gambar 11 , kanan). [ 199 , 200 ] Permeabilitas air melalui polimer tidak menimbulkan masalah bagi silikon (PDMS), karena bertindak sebagai penghalang ion. Kehadiran uap air murni seharusnya tidak membahayakan komponen listrik, [ 201 ] dan dalam kasus ini, khususnya kumparan. [ 202 , 203 ] Untuk melindungi sirkuit listrik dari kelembapan apa pun, kemasan berukuran chip hermetis dapat dipasang di sekitar sirkuit elektronik [ 204 , 205 ] dengan saluran masuk [ 206 ] ke seluruh implan terenkapsulasi non-hermetis.
Konsep enkapsulasi untuk transduser ultrasonik harus mampu menahan tekanan siklik saat bergetar, tetapi tetap mempertahankan daya rekat yang baik pada permukaan transduser. Lapisan logam tipis akan berperan sebagai enkapsulasi tersebut, meskipun dengan redaman akustik dan pantulan akustik yang tinggi. Secara umum, redaman akustik polimer menjadikannya enkapsulan transduser yang buruk. Jika diaplikasikan cukup tipis, gelombang suara akan tersalurkan dengan baik, sementara membran tipis PMUT dan CMUT tidak akan terpengaruh kekakuannya.
Sebagai polimer yang mungkin, Polyimide dan Parlylene-C keduanya dapat diendapkan dalam kisaran μm yang lebih rendah. [ 207 , 208 ] Keduanya juga menunjukkan sifat adhesi yang baik terhadap senyawa silikon, yang sebagian besar merupakan lapisan pasivasi membran CMUT dan PMUT (Parylene C setelah menambahkan promotor adhesi kimia, seperti Silane A-174). [ 208 ] Namun, tidak mungkin untuk membungkus seluruh implan dengan bahan masing-masing dengan baik karena adhesi rendah terhadap enkapsulan non-hermetis dan komponen implan lainnya. Selain itu, polimida adalah polimer yang relatif kaku, yang sangat memengaruhi getaran membran tipis, seperti untuk CMUT dan PMUT. Polimida juga perlu diawetkan pada suhu tinggi (350–450 °C), [ 207 ] yang tidak kompatibel dengan proses fabrikasi PMUT yang diproduksi saat ini.
Oleh karena itu, kami mengusulkan PDMS kelas medis sebagai enkapsulan untuk koil dan transduser ultrasonik. PDMS memiliki permeabilitas ion terendah [ 201 ] dibandingkan dengan polimer lain dan oleh karena itu resistansi isolasi tinggi. Namun, proses manufaktur dan mekanisme ikatan silang memerlukan pertimbangan masing-masing dalam proses enkapsulasi. Silikon satu komponen, misalnya, melakukan ikatan silang sendiri dengan produk sampingan yang menguap. Penyusutan dan akibatnya tegangan dalam adalah hasilnya. Tegangan dalam ini dapat memengaruhi pergerakan transduser, terutama ketika transduser terdiri dari membran seperti halnya untuk PMUT dan CMUT. Silikon dua komponen tidak menunjukkan penyusutan, tetapi sebagian besar sensitif terhadap nitril sebagai racun ikatan silang. Hal ini menghasilkan kebersihan tempat kerja khusus, yang harus bebas nitril. CMUT dan PMUT telah berhasil dilapisi dengan silikon, tetapi tidak ditentukan jenis silikon yang digunakan. [ 209 – 211 ] Untuk kedua jenis pelapis silikon, kebersihan tempat kerja khusus sangat penting untuk keandalan dan keawetan enkapsulasi: tidak hanya lingkungan ruang bersih bebas partikel diperlukan untuk mencegah kegagalan adhesi silikon ( Gambar 12 ) tetapi untuk silikon dua komponen juga bebas dari nitril dan racun ikatan silang lainnya. [ 212 – 215 ]
4 Kelebihan dan Kekurangan Kopling Induktif dan Transmisi Ultrasonik untuk Pasokan Energi Implan
Transmisi energi dengan kopling induktif dan ultrasonik sama-sama menghadirkan manfaat dan tantangan unik jika sifat fundamental dan interaksinya dengan tubuh manusia dipertimbangkan. Kedua metode tersebut memiliki sifat yang berbeda, terkadang saling melengkapi, berkenaan dengan pasokan energi. Kumparan mentransmisikan sejumlah besar energi dalam jarak pendek, jika dimensinya memadai. Saat ukuran kumparan berkurang, efisiensi transfer dayanya berkurang secara eksponensial, dibatasi oleh sifat fisiknya yang melekat. Mempertimbangkan pelemahan medan elektromagnetik dalam jaringan manusia, kekuatan medan berkurang secara signifikan dalam jaringan berair, sehingga memerlukan penggunaan kumparan di dekat kulit dalam tubuh manusia. Transduser ultrasonik dapat diminiaturisasi dengan baik tanpa kehilangan kepadatan energinya dan dapat mentransmisikan energi dengan baik dalam jarak jauh dalam jaringan berair. Namun, transmisi gelombang ultrasonik melalui kulit bermasalah, karena media kopling, seperti gel, harus selalu digunakan untuk menghindari pantulan yang kuat. Kedua metode transmisi daya tunduk pada batasan regulasi dari UE dan FDA pada masukan energi untuk mencegah pemanasan jaringan yang berlebihan dan, dalam kasus ultrasonik, untuk menghindari kavitasi. Saat menggunakan tautan induktif untuk transmisi jarak pendek melalui kulit dan ultrasound untuk transfer energi intrabody, kedua metode tetap berada dalam batas regulasi sekaligus secara efektif menyediakan energi yang cukup untuk memberi daya pada beberapa AIMD. Untuk mengirimkan data guna memantau kondisi pasien dan menyesuaikan perawatan secara real-time, berbagai metode dapat digunakan untuk kedua pemancar daya, karena keduanya beroperasi berdasarkan prinsip berbasis frekuensi. Keterbatasannya adalah rentang frekuensi, tempat metode transmisi data yang sesuai beroperasi, karena harus serupa dengan frekuensi resonansi transmisi daya.
Setelah membahas prinsip fisik dan keterbatasan kedua metode transmisi energi, tersedia berbagai konverter energi, berdasarkan prinsip medan elektromagnetik, efek piezoelektrik, dan konversi energi kapasitif yang telah dijelaskan sebelumnya. Dalam konteks ini, ukuran pemancar energi, bahan yang digunakan, dan kemampuan produksi relevan: kumparan harus berdimensi sekecil mungkin, tetapi sistem multikumparan menawarkan kerugian yang lebih rendah dan transmisi data yang lebih baik, dan tidak mudah mengalami ketidaksejajaran. Transduser ultrasonik, terutama transduser berbasis membran seperti CMUT dan PMUT, dapat diminiaturisasi dengan kerugian yang lebih rendah dalam kepadatan energi, tetapi harus dibuat dengan bahan implan, untuk meminimalkan risiko yang ditimbulkan oleh bahan beracun bagi tubuh manusia. Misalnya, transduser ultrasonik berdasarkan bahan piezielektrik yang mengandung timbal tidak boleh digunakan, tetapi, misalnya, transduser berbasis AlN. CMUT dan PMUT juga memiliki keuntungan karena dapat digunakan sebagai array bertahap, yang mengompensasi kesalahan penyelarasan, dan dapat mengarahkan berkas ultrasonik ke arah tertentu. Agar konverter energi yang disajikan di sini dapat ditanamkan, konverter tersebut memerlukan enkapsulasi yang melindungi tubuh dan implan. Rumah logam akan meredam medan elektromagnetik dan gelombang suara, sehingga tidak cocok sebagai pilihan. Sementara rumah keramik akan cocok untuk kumparan, rumah tersebut tetap meredam gelombang suara, sehingga enkapsulasi non-kedap udara seperti silikon menjadi satu-satunya pilihan yang layak sebagai enkapsulasi. Gambar keunggulan ( Gambar 13 ) dan analisis SWOT komparatif ( Gambar 14 ) menyoroti kekuatan dan kelemahan ini.
