壓電材料（Piezoelectric materials）是一類無機和有機材料，可將電能轉化為機械力，反之亦然。壓電一詞起源于希臘語piezein，字面意思就是擠壓pressure，取而代之的是，不是擠壓葡萄得到葡萄酒，而是擠壓晶體來制造電流。這類材料的極性可隨著施加力而線性變化，引起材料本身的電場出現(xiàn)，在有機材料，尤其是壓電聚合物中，分子結構和排列方向都會激發(fā)壓電效應。

 

 

圖1 壓電效應

 

正常情況下，晶體的結構為非對稱，但仍以電中性平衡存在；如對其施加機械壓力，則結構變形，原子被推擠，從而產(chǎn)生電流；此時，如對同樣的晶體施加電流，則該晶體會膨脹或收縮，將電能重新轉換為機械能（高度有序排列的晶體材料在機械力下發(fā)生瞬時變形，導致原子位置移動，有序偶極子分布引起電荷積累）

 

壓電現(xiàn)象還能發(fā)生于不同的哺乳動物組織中，這些組織由對齊α螺旋結構的角蛋白組成，例如羊毛、頭發(fā)、蹄和角。此外，肌肉和骨骼組織內(nèi)含有許多膠原蛋白結構，膠原蛋白的特征就在于螺旋纖維和螺旋結構，沿著纖維軸，膠原纖維可表現(xiàn)出側向壓電效應。因此，自然界中的許多組織具有壓電性能，例如骨骼、韌帶、軟骨和肌腱。

 

 

圖2 1957年科學家即發(fā)現(xiàn)骨骼屬于壓電材料，骨骼膠原纖維彼此滑動時會產(chǎn)生電荷的積累，并產(chǎn)生微小電流，從而打開骨骼細胞的鈣離子通道，這觸發(fā)了一系列信號通路，并最終促進了骨的形成

 

因此壓電材料在醫(yī)療領域有兩種主要用途，傳感器和執(zhí)行器/效應器，傳感器將機械力轉換為電壓，而效應器則將電量/電壓轉換為機械力。

 

 

圖3 壓電材料的兩種主要用途示意

 

 

圖4 基于壓電材料和壓電常數(shù)的分類

 

 

 

圖5 壓電納米材料的電性能。（a）壓電陶瓷；（b）鈣鈦礦晶體（以鈦酸鈣表示）；（c）纖鋅礦晶體（以氧化鋅表示）；（d）單位晶體和塊狀壓電陶瓷網(wǎng)格；（e）聚偏二氟乙烯；（f）天然生物聚合物；（g）天然納米復合材料

 

大致了解了材料是怎么回事，還是要回到臨床應用上來，壓電材料在心電乃至整個泛血管領域的應用都不算少見（當然更多的還是外科手術和牙科器械、霧化器、超聲波清洗器械等等），不過今天還是把范圍縮小一點。由于電源的限制，起搏器以及其它植入器械不得不面對定期更換的問題，如果此時存在以人體自身的能量（靜息時大約有100W）作為電源的植入醫(yī)療器械，那么它簡直就是臨床醫(yī)生理想中的器械，當然理想是美好的，實際應用過程中目前仍存在許多問題。Thayer School of Engineering和UT Health San Antonio的科學家們，就嘗試使用多孔設計的柔軟聚偏二氟乙烯-三氟乙烯（PVDF-TrFE）壓電薄膜，來制作新一代的起搏器。

 

 

圖6 自身供能壓電器械示意圖（研究團隊使用犬模型進行了植入測試，如右上圖）

 

如上圖，研究團隊設計了一個圍繞起搏導線的雙懸結構，兩側游離緣均可用于收集能量；其最大輸出為0.5V，在43nA和1Hz下。（當然目前還沒有到臨床階段~順便這個能量還是太小了，起搏器還是得安個電池）

 

 

圖7 多孔壓電能量收集器械示意圖，（C）薄膜的電鏡下圖像

 

壓電方式收集能量有許多優(yōu)點，高功率密度、結構簡單以及可擴展，且不需要經(jīng)常維護。然而遺憾的是，其尺寸大小會影響到各種參數(shù)，例如重量、制造方法，可達到的輸出功率以及潛在的應用領域。其次，心跳在不同人群，以及同一患者不同活動狀態(tài)下的變化很大。材料方面，壓電陶瓷最能產(chǎn)能，但本身較脆，柔軟且可拉伸的聚合物材料更合適作為生物醫(yī)學材料。

 

 

圖8 麻省理工學院制作的，在牛心包外的壓電材料，可獲取心臟收縮舒張時的動能，并轉化為起搏器的能量

 

 

圖9 康涅狄格大學制作的，生物可降解聚合物傳感器，植入鼠隔膜后，可監(jiān)測呼吸運動

 

 

圖10 部分壓電材料自身供能起搏器的研究

 

除了壓電以外，2020年瑞士研究者的報道，針對無導線起搏器，基于電磁感應原理的心內(nèi)能量收集器械，則是另一種思路的自身供電。在原始設計，以及心臟六角架上測試不同角度，并與實驗動物體內(nèi)的不同心臟運動軌跡結合后，設計出如下圖的原型，其長度為30mm，直徑為7mm，體積為1.15立方厘米，總質(zhì)量為8.01克。最終體外和實驗動物體內(nèi)，該原型器械實際輸出功率分別為4.2uW和2.6uW，并可在術中順利植入實驗豬的右心室。（研究者同時也表示，測試原型僅依賴于恒定的心臟收縮力，未考慮到現(xiàn)實活動中的動能，譬如運動，身體姿勢改變等；身體活動可以疊加到心臟動能上，也可能反向抑制，因此目前的結果僅代表靜止狀態(tài)下的保守輸出估計值）

 

 

圖11 電磁感應自身供電起搏器原型（a）截面；（b）最終25mm的膠囊原型，直徑為6.8mm，頭端為鎳鈦合金的爪子/抓鉤（所以這算個野生自供電Micra？）

 

自身供電起搏器原型離臨床可能還有很多年的距離，目前研究者們?nèi)约性谀芰哭D換上，還未考慮到信號整流和能量存儲的問題。此外，不同部位的起搏閾值不同，某些患者的起搏閾值較高，所需的功率也較高，意味著這一領域仍有很長的路要走。

 

引用文獻：

1.Nicolas Franzina, Adrian Zurbuchen, AndreasZumbrunnen, et al. A miniaturized endocardial electromagnetic energy harvest forleadless cardiac pacemakers. PloS One. 2020; 15(9):e0239667.

2.Anuruddh Kumar, Raj Kiran, Sidhant Kumar, et al. Acomparative numerical study on piezoelectric energy harvest for self-poweredpacemarker application. Global Challenges 2018,2,1700084.

3.Kausik Kapat, Quazi T.H. Shubhra, Miao Zhu, et al. Piezoelectricnano-biomaterials for biomedicine and tissue regeneration. Adv. Funct. Mater.2020, 1909045.

4.Angelika Zaszczynska, Arkadiusz Gradys, Pawel Sajkiewicz.Progression in the applications of smart piezoelectric materials for medicaldevices. Polymers 2020, 12, 2754.