医用压电俘能技术的研究综述

宋汝君，马宏洋，马丽丽，张国强

（1.山东理工大学机械工程学院，山东 淄博 255000；2.淄博市市级机关医院，山东 淄博 255000；3.沂源县悦庄中心卫生院，山东 淄博 256100）

1 引言

随着医疗和健康管理的发展，便携式、植入式传感检测系统的应用越来越广泛，但其难以持续供能的问题是制约医用传感监测系统的发展重要因素。对于便携式传感系统，特别是身体植入式器件的供能问题，往往以电池、电子作为主要供能源，但由于电子、电池的电量存储有限，需要定期更换，存在对病人二次/多次伤害，存在严重的弊端。因此，亟需一种持续有效、绿色环保、寿命长久、价格低廉的供能方式，其中将机械能转换成电能的压电俘能方式可有效解决此问题。压电俘能器是将环境中的机械振动能转换成电能，可长期有效的供给低能耗电子产品/系统[2]。

鉴于此，基于压电俘能技术，对医用自供能技术的研究现状、应用价值和发展前景进行综述分析，为医用压电设备自供能技术的研究提供一定的理论和技术支持。

2 压电俘能技术的基本原理

压电能量采集装置称之为压电俘能器，其工作原理是当压电材料沿极化方向受到外力作用时，受正压电效应影响，在电极表面产生电荷，电荷聚集而产生电压。影响压电俘能器性能的主要参数是压电材料的压电常数dij（i=1，2，3；j=1，2，3，4，5，6），表征应力和电荷的关系。当发生正压电效应时，压电晶体产生的电荷和应力成正比，其电位移D 与应力、应变的关系表示为：

式中：dmi—压电应变常数；emj—压电应力常数；Ti—应力；Sj—应变。

压电俘能器的工作模式主要有d31、d33和d15。d31工作模式为应变方向与极化方向垂直；d33工作模式为应变方向与极化方向相同，而d15工作模式为平行于电场平面内的面内剪切变形。研究压电俘能器的基础是压电方程组，一般选择电位移D 和应力T 为因变量，应变S 和电场强度E 为自变量，响应的压电方程组为[3]：

3 压电俘能技术在医疗中的研究现状

人体每天的自主和非自主运动均能产生大量的能量，如：走路、摆臂、呼吸、心跳等等。研究表明：一个68 公斤的成年人的足部行走可产生约为67W 的能量[4]，只要能够转换人体运动1%的能量就可为身体携带的电子设备供电。压电俘能器可将周围的振动能转换成电能，在一些特殊的场合（如：体内）可以替代电池、电子，为医用电子器件持久有效的供能。同时，考虑使用便捷性、舒适性，对于医用压电俘能器的设计，应满足微型化和高效性，减少对人体的伤害。

3.1 压电材料的影响

压电材料是决定压电俘能器的发电性能的最重要因素，目前主要的压电材料有压电陶瓷系列、有机聚合物PVDF 家族，以及氧化锌纳米线等新型压电材料。其中氧化锌纳米线柔性大，制作工艺简单，常用作制备柔性压电俘能器。Lee et al 研制了一种由氧化锌纳米线薄膜制成的柔性压电俘能器，该俘能器可置于医用注射器内，其工作时可产生3.2V 的开路电压；同时该压电俘能器可作为自供能脉搏传感器工作，在医疗领域有重要的应用价值[5]。

另一种常用柔性压电材料为PVDF 及其P（VDF-TrFe）等聚合物材料，同样因其具有良好的柔性和机械韧性，在自供能柔性可穿戴电子设备方面具有巨大潜力。Persano et al 研制的P（VDFTrFe）压电纤维柔性俘能器，研究发现，该俘能器在形变频率为10Hz 时可产生5μV 的电压[6]，如图1 所示。该压电俘能器的低频发电特性适合人体振动能的收集，可满足对可穿戴医用低能耗设备的能量供给。值得注意的是，氧化锌纳米线和压电聚合物材料虽柔性大，但压电常数较低；PZT 虽具有较高的压电常数，但PZT脆性高，常采用柔性衬底（PET）与PZT 纤维结合制备柔性压电俘能器，例如：Park et al 以PZT 为压电材料研制的柔性压电俘能器可在手指弯曲一个有效面积（3.5*3.5cm）内产生峰值为8μA 的电流，一个手指的弯曲动作产生的电量可点亮105 个LED[7]。随着材料科学技术的发展，介电弹性聚合物材料发电也得到了学者的重视。密歇根州立大学研制的铁电驻极体纳米发电机，该发电机由聚丙烯铁电驻极体、聚酰亚胺、银和硅晶片通过纳米技术研制，具有良好的生物相容性，可以像纸张一样弯曲，形成不同形状的微型发电机，可将人体运动或者触压的机械能转变成电能，实验测试可产生1.5V 的电压和0.1μA 的电流；在手指触压下，该发电机可点亮20 个LED 二极管，如图2 所示[8]。由于介电弹性聚合物是由介电材料和有机聚合物叠堆黏合而成，相比于传统的压电材料，具有良好的低频发电性能，可满足人体的低频振动环境发电[9-10]。

图1 P（VDF-TrFe）柔性纤维压电俘能器[6]Fig.1 Flexible Fiber PEH of P（VDF-TrFe）[6]

图2 铁电驻极体发电机的性能Fig.2 Performance of Polypropylene Ferroelectret

3.2 面向人体运动的压电俘能器

该类压电俘能器主要收集人体自主运动产生的机械能，并转化成电能为便携式或植入式医用设备供电。例如：1998 年MIT媒体实验室工作组开展收集人步行时脚底产生的能量，其实验装置为：在足底安装压电片，步行时人体对鞋底产生的压力引起压电片的变形而发电，实现给EFID 提供工作电能[11]。2004 年，学者设计出压电供能的膝盖骨检测集成微型传感系统，该设备通过手术植入膝盖内部，利用步行时人体膝盖间的正压力驱动压电体变形，产生电量为植入医用设备供能[12]，如图3 所示。

图3 自供能全膝关节Fig.3 Self-Powered Total Knee

3.3 面向自主运动的压电俘能器

该类压电俘能器主要是收集人体自身的自主运动（如心跳、肺和横膈膜的收缩等）的动能为电能。心脏的跳动可产生机械能，通过压电俘能器可将心脏动能转换成电能，为此，学者提出了一种从心脏运动中获取能量的策略。例如：2013 年提出了一种微型压电发电装置，该装置置于心脏中，利用血液流动的压力产生振动，实验研究发现，在最优构型设计下，在1.5Hz 频率下的能量密度为4.15μW/cm3[13]，如图4 所示。2015 年，提出了一种基于铅锆钛酸铅（PZT）的超柔性压电装置。在猪体内实验测试表明，当超柔性压电俘能器从左室端到右心室时，峰值电压可达3V，这也证明了收集人体心脏运动的生物动力学能量为植入式设备可持续供能的可行性[14]。

图4 血压压电俘能器Fig.4 PEH with Blood Pressure

此外，利用PMN-PT 压电材料可研制高效的微型柔性压电俘能器。避免产生机械损伤，通过将PMN-PT 转移至PET 衬底制成压电俘能器，研究发现该俘能器可产生8.2V 的最大电压和145μA 的最大电流，能点亮50 个LED，可为心脏起搏器供电，实现心脏起搏器自供能[15]，如图5 所示。

图5 PMN-PT 柔性压电俘能器Fig.5 Flexible PEH Using PMN-PT

除了心脏本身跳动产生机械能之外，肺和横膈膜的自然收缩和放松运动也可实现高效的机械-电能转换。学者在不同的动物模型中演示，用整流器和微型电池组成的这种能量收集元件的综合使用，提供了一个完整的灵活系统，能够通过医疗缝合和操作，使其能够与跳动的心脏进行有效的整合，并提高2%的效率，并为起搏器的操作提供足够的动力输出[16]，如图6 所示。

图6 肺动能压电俘能器Fig.6 PEH Using Lung Kinetic Energy

4 医用压电自供能技术的发展趋势

为了满足医用微型设备的自供能要求，医用压电俘能技术得到了广泛的关注。医用压电俘能器可将人体的机械动能转换成电能为医用微型设备供电，解决电池、电子等储能源的弊端，为自供能便携式和植入式医用设备的发展提供了重要支持，具有巨大的发展前景和应用价值。然而，目前的研究尚不成熟，为实现产业化，还需在以下几个方面加大研究力度：（1）高性能的柔性压电材料。压电材料的机电转换能力决定着压电俘能器的发电性能，目前的压电材料中，柔性压电材料的压电常数普遍较低，严重影响了俘能器的性能。因此，研制高性能的柔性压电材料是提高医用俘能器发电性能的重要途径。（2）对于面向人体运动（如：走路时的鞋底冲击振动、膝关节弯曲运动、摆臂运动、手指弯曲和挤压运动等）的压电俘能器的激励模式主要以低频载荷为主。因此，面向人体运动的低频重载荷压电俘能器是未来的重要研究方向。（3）对于面向自主运动的压电俘能器，应着重考虑便捷性和安全性，应满足微型化和低频高效性，以提高俘能性能和减少对人体的伤害。因此，医用压电俘能器的微型化和低频高效化是未来的重要研究方向。（4）稳定高效的电路系统。目前的研究重点集中在医用俘能器本身，而人体运动激励产生的电信号复杂多变，稳定高效的后处理电路系统是俘能器与医用设备的桥梁，是自供能医用设备系统的关键技术，也是未来重要的研究方向。

5 结论

对压电自供能技术在医疗中的研究现状进行了综述，分析了医用压电俘能器的结构特点、应用环境和未来的发展趋势。目前医用压电俘能器的研究主要面向人体运动（走路、摆臂等）和自主运动（心跳、呼吸等）展开。总结分析目前的研究现状，今后的主要工作重心应集中在高性能压电材料、低频重载荷俘能器、低频高效的微型俘能器和稳定高效的电路系统等方面，以研制微型化和高效性的医用俘能器，满足便携式和植入式医用设备持久稳定、安全高效的自供能需求。