心臟能量采集與發(fā)電的研究進(jìn)展

楊 帆 鄒良建 徐志云 張 浩

近年來，置入式醫(yī)療電子設(shè)備的應(yīng)用日益廣泛，其供能耗竭問題備受關(guān)注?，F(xiàn)有的體內(nèi)置入式醫(yī)療電子設(shè)備需要使用電池作為電源，一旦電池能量耗竭，就需要通過手術(shù)置換新的電池，既增加了患者生理、心理上的痛苦，又增加了患者的經(jīng)濟(jì)負(fù)擔(dān)。心臟作為一種肌肉型的搏動(dòng)泵可以持續(xù)地將體內(nèi)生物能轉(zhuǎn)化為機(jī)械能，如果對(duì)這些能量進(jìn)行有效收集、利用，那么置入裝置的供電問題則可能得到徹底解決。越來越多的材料學(xué)家、物理學(xué)家、生物醫(yī)學(xué)工程師和醫(yī)生致力于如何采集心臟能量的研究，并取得了初步的理論及實(shí)驗(yàn)成果。

1 心臟蘊(yùn)含的能量

心臟是一種肌肉性的搏動(dòng)泵，可將體內(nèi)化學(xué)能轉(zhuǎn)化為心肌和血流的動(dòng)能。可以用平均主動(dòng)脈壓（Pmean）和心輸出量（CO）估計(jì)心臟的平均輸出功率。健康成年受試者（Pmean約為100 mm Hg，CO約為6.3 L／min）心臟的平均輸出功率約為1.4 W，而最新研制出的心臟電子起搏器的功耗僅有8μW，遠(yuǎn)遠(yuǎn)低于心臟本身的平均輸出功率［1－3］。以平均壽命70歲，平均心率70次／min來計(jì)算，在人的一生中心臟要搏動(dòng)26億次，心臟收縮始終保持厘米范圍內(nèi)的位移。由此可以看出，心臟本身具有巨大且穩(wěn)定的能量輸出。

2 心臟能量的采集

心臟能量采集方面的研究可分為兩類：一類為采集 心臟搏動(dòng)的能量，以 Goto［2］、Zur buchen［4］、Tashiro［5］、Karami［6－7］等的研究為代表；另一類為采集 心腔壓差的能量，以 Ra msay［8］、Roberts［9］、Mo［10］、Sohn［11］和 Deterre［12］等的研究為代表。

2.1 心臟搏動(dòng)能量的采集與發(fā)電

采集心臟搏動(dòng)能量的想法源自全自動(dòng)機(jī)械表的啟發(fā)。全自動(dòng)機(jī)械表通過采集手腕的能量，將機(jī)械能轉(zhuǎn)化為電能。手臂運(yùn)動(dòng)使偏心擺錘旋轉(zhuǎn)，旋轉(zhuǎn)帶動(dòng)齒輪使彈簧卷曲，不斷積累機(jī)械能，當(dāng)達(dá)到某個(gè)閾值時(shí)，彈簧能量被釋放來驅(qū)動(dòng)電磁發(fā)生器，觸發(fā)電脈沖，產(chǎn)生的電能被儲(chǔ)存。1969年，Auphan提出可利用心臟搏動(dòng)替代手臂運(yùn)動(dòng)驅(qū)動(dòng)偏心擺錘。1999年，Goto等［2］首次設(shè)計(jì)了類似全自動(dòng)機(jī)械表的裝置，并經(jīng)過體內(nèi)實(shí)驗(yàn)證實(shí)了心臟搏動(dòng)能量可被采集。當(dāng)實(shí)驗(yàn)犬起搏頻率為200次／min時(shí)，可采集到44μW 的輸出功率。2013年，Zur buchen等［4］設(shè)計(jì)了偏心振動(dòng)發(fā)電機(jī)，通過動(dòng)物實(shí)驗(yàn)測(cè)算其實(shí)際能量采集效率。將此偏心振動(dòng)發(fā)電機(jī)縫合到羊左心室中側(cè)壁（見圖1），在心率為90次／min時(shí)可獲得約17μW的輸出功率。然而，實(shí)驗(yàn)過程中羊一直處于開胸狀態(tài)，并不能完全反映生理狀態(tài)下心臟搏動(dòng)的真實(shí)情況；此外還存在裝置體積、質(zhì)量偏大等問題，需進(jìn)一步改進(jìn)發(fā)電機(jī)的結(jié)構(gòu)。

2002年，Tashiro等［5］構(gòu)建了一種基于運(yùn)動(dòng)驅(qū)動(dòng)的可變電容式靜電發(fā)電機(jī)。該裝置可以直接將每個(gè)心動(dòng)周期左心室壁與胸壁間的相對(duì)運(yùn)動(dòng)轉(zhuǎn)化為電能儲(chǔ)存。其能量密度可以通過增大電極的表面積和縮短電極間隙來提高，利用微電子機(jī)械系統(tǒng)可以將其進(jìn)一步優(yōu)化及微型化。然而，Tashiro等設(shè)計(jì)的裝置原型當(dāng)時(shí)未能充分微型化，不能置入胸腔中，研究人員僅利用振動(dòng)臺(tái)模擬心臟搏動(dòng)，采集到平均36μW的輸出功率。

圖1 縫合到羊心臟表面的偏心振動(dòng)發(fā)電機(jī)原型

Deterre等［13］提出了基于慣性系能量收集器來采集心臟搏動(dòng)能量的理論。慣性系能量采集器在振動(dòng)環(huán)境中被廣泛應(yīng)用，研究者假設(shè)在心臟各腔室中置入加速計(jì)可調(diào)試出與該能量采集器適宜的共振頻率以采集心臟搏動(dòng)能量。然而，研究者并未構(gòu)建相關(guān)模型來驗(yàn)證其假說。

2012年，Karami等［6－7］設(shè)計(jì)了線性和非線性兩種壓電式能量采集器模型。該模型由可利用自身形變產(chǎn)生電能的壓電材料構(gòu)成。將線性的能量采集器設(shè)計(jì)為“曲折”幾何狀使其具有較低的諧振頻率，但該采集器只能采集固定頻率的能量源，變化的心臟搏動(dòng)頻率會(huì)削弱換能效率。隨后，研究者又設(shè)計(jì)了對(duì)心率變化不敏感的非線性能量收集器，可采集心率為40～250次／min時(shí)產(chǎn)生的能量。在體外模擬實(shí)驗(yàn)中，搏動(dòng)頻率為52次／min時(shí)可得到的最大輸出功率為17μW。盡管研究人員并未進(jìn)行體內(nèi)實(shí)驗(yàn)，但非線性能量收集器可適應(yīng)變化的心臟節(jié)律，這使Karami等的研究似乎更有可應(yīng)用的價(jià)值。

Dagdeviren等［14］在2014年設(shè)計(jì)了柔性壓電式機(jī)械能量采集器，其原型由多層壓電材料集成（見圖2A、2B）。研究人員在不同種屬的動(dòng)物中進(jìn)行體內(nèi)實(shí)驗(yàn)，將裝置與心臟橫軸呈45°置入動(dòng)物的心室外膜，可獲得最高平均功率密度0.18μW／cm2（見圖2C）。研究人員還通過數(shù)學(xué)模型定量分析了裝置機(jī)械變形與壓電效能的關(guān)系，通過變更設(shè)計(jì)參數(shù)及材料結(jié)構(gòu)以提高能量轉(zhuǎn)換效率。盡管該裝置收集的功率密度并不高，但壓電式發(fā)電機(jī)結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)單，質(zhì)量較輕，對(duì)心臟搏動(dòng)的影響較小，而且生物相容性尚可，縮小裝置尺寸及增加功率密度將使該裝置有較好的應(yīng)用前景。

圖2 Dagdeviren等設(shè)計(jì)的壓電式能量采集裝置

綜合比較，Zur buchen等［4］設(shè)計(jì)的能量采集器適用于心率緩慢和心律失常的患者，供能效率較高，但其尺寸較大、較重，可能對(duì)心肌造成損傷，影響心臟正常功能；Karami等［6－7］設(shè)計(jì)的非線性壓電式能量采集器有較寬的心率適應(yīng)范圍，但供能效率較低，且尚無體內(nèi)實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)支持；Dagdeviren等［14］設(shè)計(jì)的壓片式發(fā)電機(jī)較柔軟且微型化，對(duì)心肌損傷較輕，但其供能效率較低。目前，基于心臟搏動(dòng)能量采集的原型機(jī)距離臨床應(yīng)用還有較多不足，但上述研究結(jié)果表明置入式醫(yī)療設(shè)備的永久性能源可以實(shí)現(xiàn)。

2.2 心腔壓差能量的采集與發(fā)電

對(duì)心腔壓差能量的采集，多數(shù)研究利用了壓電薄膜。Ramsay和Clark［8］于2001年率先提出利用方形壓電薄膜來采集壓力變化能量的理論，使壓電方膜的一側(cè)暴露在血流中，另一側(cè)是可感知血壓變化的恒壓腔。理論上獲得的輸出功率與膜面積成正比而與膜厚度成反比。2005年Choi等［11］按照Ramsay及Clar k的能量理論公式，比較了方形和圓形壓電薄膜獲得的輸出功率，并在體外進(jìn)行了驗(yàn)證，結(jié)果發(fā)現(xiàn)圓形膜的輸出功率比正方形高30%。然而，Choi等獲得的壓電方膜的功率密度比Ramsay和Clar k獲得的數(shù)值幾乎小1個(gè)數(shù)量級(jí)（見表2），這可能是由于他們采用的壓電材料不同（聚偏二氟乙烯對(duì)鋯鈦酸鉛）和隔膜厚度不同（28μm對(duì)9μm）導(dǎo)致。

Mo等［12］提出，在已知壓力變化、基板及壓電層厚度等參數(shù)后，可以在基板半徑和壓電層覆蓋范圍半徑間找到最優(yōu)比，并用模型驗(yàn)證了提出的理論，在每個(gè)負(fù)載循環(huán)中可采集到128μJ能量（壓差40 mmHg）。由于進(jìn)行開路測(cè)量，有效功率因耦合效應(yīng)可能高估了80%。另外，較薄的基板可以增加壓電層的形變能力，提高換能器的性能。

2012年Deterre等［10］提出可以為壓電層提供矩形波電壓來改善其電力采集能力。將50 mmHg、頻率2 Hz的循環(huán)壓力施加在壓電膜上，與無矩形波電壓控制相比，強(qiáng)制±10 V矩形波電壓控制可以得到9倍的輸出功率，但壓電材料機(jī)械損傷和電損傷的風(fēng)險(xiǎn)限制了其產(chǎn)生電壓大小的數(shù)量級(jí)。

除了壓電薄膜法，2008年Roberts等［9］設(shè)計(jì)了自體供能置入醫(yī)療微系統(tǒng)（self-energizing implantable medical microsystem，SI MM）裝置（見圖3）。該裝置同軸安裝了兩個(gè)可感知壓力變化的液囊，兩個(gè)液囊分別被置入右心房和右心室并通過填充流體的導(dǎo)管連接在一起，電磁發(fā)電機(jī)在導(dǎo)管中與流體運(yùn)動(dòng)耦合，通過心臟壓力驅(qū)動(dòng)電磁發(fā)電機(jī)。將該裝置經(jīng)頸內(nèi)靜脈置入麻醉豬的右心系統(tǒng)，利用數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)持續(xù)監(jiān)測(cè)不同血流動(dòng)力學(xué)狀態(tài)下該裝置輸出的能量。在平靜狀態(tài)下（心率80次／min、血壓100／60 mm Hg），每個(gè)心動(dòng)周期可采集到（4.3±0.8）μJ的能量。心率加快至104～128次／min時(shí)，每個(gè)心動(dòng)周期可采集約10μJ的能量。

圖3 Roberts等設(shè)計(jì)的SI MM裝置工作原理示意圖

SI MM裝置可以很容易地與現(xiàn)有起搏器線集成，但是該裝置可能會(huì)引起右心系統(tǒng)的血流動(dòng)力學(xué)改變，而且SI MM裝置置入后可能造成三尖瓣關(guān)閉不全，顯然并不適用于先天性房間隔缺損、室間隔缺損、Ebstein畸形患者。

目前，在采集心腔壓差能量方面尚缺乏體內(nèi)研究。根據(jù)壓電薄膜采集心臟搏動(dòng)能量的實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)（見表1、表2），一個(gè)合理尺寸的壓電薄膜（＜5 cm2）通過轉(zhuǎn)化生理上心臟各腔室間的壓差而產(chǎn)生的能量尚不能用來驅(qū)動(dòng)心臟起搏器，在能量轉(zhuǎn)換效率上需要進(jìn)一步優(yōu)化。此外，上述研究中壓力負(fù)載隔膜與血液或心臟直接接觸，易發(fā)生血栓、心肌損傷等并發(fā)癥。但它們幾何結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)單，質(zhì)量輕，體積小，材質(zhì)柔軟，有多種提高換能效率的方式，并且可利用組織工程學(xué)的方法在隔膜表面種植內(nèi)皮細(xì)胞，既能防止血栓形成，又解決了生物相容性的問題。因此，利用壓電式發(fā)電機(jī)采集心臟能量具有較長(zhǎng)遠(yuǎn)的臨床應(yīng)用前景。

表1 心臟搏動(dòng)能量的采集

表2 心臟壓差能量的采集

3 總結(jié)與展望

通過對(duì)當(dāng)前心臟能量采集與發(fā)電相關(guān)研究的梳理與歸納，可以初步得出以下結(jié)論：

（1）心臟蘊(yùn)含的能量巨大，遠(yuǎn)高于置入式電子醫(yī)療設(shè)備所需的能量。新型置入式電子醫(yī)療裝置的能耗也不斷降低，這使利用心臟能量為其供能成為可能［15］。如今面臨的問題已不再是能否通過采集心臟能量為置入式醫(yī)療電子設(shè)備供電，而是如何實(shí)現(xiàn)這一目標(biāo)。

（2）心臟能量采集存在困難。心臟活動(dòng)的劇烈性、心臟解剖結(jié)構(gòu)的復(fù)雜性、心肌組織的脆弱性、出血和感染等并發(fā)癥的危險(xiǎn)性等，使心臟能量采集技術(shù)存在較大挑戰(zhàn)。

（3）心臟能量采集與發(fā)電的研究涉及物理學(xué)、材料學(xué)、生物醫(yī)學(xué)以及心臟病學(xué)等多個(gè)學(xué)科，因此需要跨學(xué)科聯(lián)合攻關(guān)。

置入式醫(yī)療電子設(shè)備的種類和置入數(shù)量逐年增加，尋找置入式醫(yī)療電子設(shè)備的新型可持續(xù)能源的需求也愈加緊迫。這一領(lǐng)域的現(xiàn)有研究均由國(guó)外學(xué)者完成，亟待我國(guó)學(xué)者的積極加入，并作出原創(chuàng)性的研究和貢獻(xiàn)。

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