自驅動健康監測及生理功能調節器件的研究進展

李虎，趙璐明，李喆，倪凡，劉卓，劉儒平，樊瑜波，李舟

生物工程與大健康

李舟 中國科學院北京納米能源與系統研究所研究員，博士生導師，納米能源與生物系統實驗室負責人，獲得國家萬人計劃“青年拔尖”、教育部“新世紀優秀人才”、北京市“高創計劃”青年拔尖人才和北京市“科技新星”。發表學術論文70余篇，其中在和的子刊上共發表5篇，以第一或通訊作者在IF>10的國際學術期刊上發表論文37篇，被引次數超過3 000次。獲得2017年北京市科學技術二等獎 (第一完成人)、國際醫學與生物工程聯合會 (IFMBE) 青年科學家獎、中國發明協會金獎(排名第一) 和生物醫學工程大會青年論文競賽一等獎等獎勵。擔任(影響因子15.621)、等期刊的Guest Editor-in-Chief，以及期刊的編委。

樊瑜波 教授，博士生導師。我國生物醫學工程、醫療器械、康復輔具領域領軍人物。國家杰出青年基金獲得者(2009)，國家首批“萬人計劃”入選專家，長江學者特聘教授(2012)，科技部重點領域創新團隊帶頭人(2014)，北京市生物醫學工程高精尖中心主任、北京航空航天大學醫工交叉創新研究院院長、民政部國家康復輔具研究中心主任 (2015至今)，曾任中國生物醫學工程學會理事長 (2008–2015)、世界華人生物工程聯合會 (WACBE) 主席。擔任、、、、、等SCI期刊編委，主編，《生物醫學工程學雜志》和《醫用生物力學》雜志副主編。發表SCI論文近300篇 (H指數44)，發明專利90余件，以第一完成人獲教育部自然科學一等獎、黃家駟生物醫學工程一等獎。

自驅動健康監測及生理功能調節器件的研究進展

李虎1，趙璐明2，李喆2，倪凡3，劉卓1，劉儒平3，樊瑜波1，李舟2

1 北京航空航天大學 生物與醫學工程學院，北京 100083 2 中國科學院北京納米能源與系統研究所 中國科學院大學納米科學與技術學院，北京 100083 3 北京印刷學院 印刷與包裝工程學院，北京 102600

納米發電機 (摩擦納米發電機和壓電納米發電機) 技術自被提出以來得到了迅速發展，該技術可將人體動能、風能、聲波能、海洋能等各種機械能轉化為電能，并應用于自驅動健康監測及生理功能調節，如脈搏傳感、神經電刺激、心臟起搏等。文中綜述了納米發電機的結構、工作原理、輸出性能及其在循環系統、神經系統、生物組織、睡眠及水下救援等方面的最新研究進展，并在此基礎上進一步分析了納米發電機技術應用到臨床治療所面臨的挑戰。未來納米發電機有望成為輔助電源，甚至取代傳統電池類電源用于驅動醫療電子器件，實現人體自驅動健康監測及生理功能調節。

自驅動，健康監測，生理功能調節，納米發電機

植入式醫療器件(Implantable medical devices, IMDs) 在過去幾十年取得了巨大進步，在提高患者生活質量、延長患者壽命方面起著舉足輕重的作用。IMDs可被植入到人體的不同部位對疾病進行診斷和治療，常見的IMDs包括胃刺激器、心臟起搏器、心臟除顫器、人工耳蝸及深腦刺激器[1-2]。這類IMDs可用于胃、心臟、腦及其他重要器官相關的疾病診斷 (如心率、血壓及溫度監測) 及輔助治療 (如肌肉和神經系統的刺激)。例如，心臟起搏器可通過電刺激病人心肌糾正心律失常，減輕心臟堵塞或病竇綜合征[3-4]。此外，IMDs對人體生理過程的認知也具有重要意義，包括復雜的神經通訊、記憶及控制機理，這些過程會加深人們對不同疾病及治療過程的理解[5-6]。

雖然IMDs制備工藝及應用場景近年來不斷獲得進步，但是當前IMDs的應用依然面臨著諸多挑戰[7-8]。IMDs需要更加小型化和輕量化，以減小其對人體日常活動的影響，增加用戶舒適度。IMDs中的電池占據了自身的主要重量和尺寸，但是由于當前的技術限制，電池很難做到小型化及輕量化。除此之外，電池壽命也是一個需要克服的挑戰，因為從出廠時電池壽命就已固定 (例如深腦刺激電池壽命為3–5年)。當電池產生電脈沖進行深腦刺激和心臟起搏時，電池使用完畢后需要進行二次手術將其取出，這意味著病人需要再次花費高額費用，經歷身心病痛，并占用社會醫療資源[9]。

近幾年科學家提出將人體動能及生理環境中的化學能轉化為電能，用于驅動植入式醫療電子器件，無需外部電源就能實現器件正常運行。納米發電機的提出為上述問題提供了解決方案，在過去十年，納米發電機在自驅動系統方面的發展取得了巨大進步。研究人員開發了各種結構及性能的納米發電機，將機械能轉化為電能并成功應用于各種生活場景[10-13]。

隨著越來越多可植入可穿戴電子器件被用于人體，基于納米發電機的自驅動電子器件越來越展示出其自身獨特的優勢。由于動物體內和體外環境存在很大差異，因此將納米發電機用到人體或動物體內，需要考慮很多因素。首先，要保證納米發電機材料和電路具有良好的生物相容性[14]；其次，納米發電機的結構設計需要適應動物體內狹窄無規則的空間特點[15]；第三，動物體內的運動幅度很小，納米發電機的靈敏度及能量轉化效率要求非常高。文中我們首先對納米發電機的結構及工作原理進行了簡要描述；其次，我們總結了納米發電機在健康監測及生理調節方面的主要研究進展。未來納米發電機有望成為輔助電源，甚至取代傳統電池類電源用于驅動醫療電子器件。

1 壓電納米發電機

壓電納米發電機(Piezoelectric nanogenerator，PENG) 器件結構精細，一般由壓電材料、柔性基底及外部連接電路組成[16-18]。通過自身形變將外部機械能轉化電能，并為外部電子器件供能。

壓電效應是一種產生內部電勢的效應，在外部壓力作用下產生電偶極矩，材料內部產生電勢差。以纖鋅礦結構的氧化鋅(Zinc oxide, ZnO) 晶體為例，Zn2+和O2-沿c軸層層排列成正四面體 (圖1A)。在沒有壓力作用時，正負電荷中心位于同一位置。當外力施加到四面體的任意一個頂點時，由于正負電荷中心發生移位形成電偶極子 (圖1B)。晶體中所有的偶極矩單元共同產生一個壓電場，導致晶體沿張力方向產生電勢差[19-20]。該電勢差即為PENG壓電勢 (圖1C)。當該晶體外接負載，晶體內部電勢差驅動外部電路中的電子移動屏蔽一部分壓電勢，在外部電路中產生電流。因此，當施加周期性壓力于晶體時，該晶體產生周期性壓電勢，并輸出交流電脈沖 (圖1D)[21]。生物相容性材料選擇、器件結構設計及封裝是PENG應用于生物醫療領域時應主要考慮的因素。

圖1 壓電納米發電機工作機理[19-21]

2 摩擦納米發電機

摩擦納米發電機(Triboelectric nanogenerator，TENG) 工作原理是基于摩擦起電和靜電感應之間的耦合，當不同材料相互接觸時，由于材料對電子束縛能力不同，電荷會從一種材料轉移到另一種材料。電荷種類包括電子、離子或者分子。當外部作用力使兩種材料界面發生分離時，接觸產生的摩擦電荷產生電勢差，該電勢差驅使電子在材料背電極之間來回流動，形成交流電輸出，外部機械能被轉化為電能[22]。在該工作原理的基礎上，TENG的工作模式可分為以下4類。

2.1 垂直接觸分離模式

垂直接觸分離模式是TENG首次被提出的工作模式 (圖2A)，兩種介電性質不同的摩擦材料面對面疊加到一起，然后在材料背面通過磁控濺射等方法沉積一層金屬背電極。當兩種材料發生物理接觸時，由于材料電子親和勢不同，在兩種介電材料接觸表面會帶有等量的相反電荷。當撤去外部作用力時，兩種摩擦材料被中間墊片隔開，在垂直方向被分開一定距離，原先帶電摩擦界面產生電勢差，驅使自由電子在外部電路中流動。當摩擦材料再次接觸時，材料間隙消失，摩擦電效應產生的電勢差消失，電子反方向流回[23]。該工作模式瞬時功率密度高，結構簡單，封裝方便。

圖2 摩擦納米發電機的4種工作模式[13]

2.2 橫向滑動模式

如圖2B所示，橫向滑動模式的結構和垂直接觸分離模式類似。當摩擦電極性不同的材料表面相互接觸時，由于摩擦效應兩種材料表面產生電性不同的等量電荷。當兩種材料沿滑動方向產生位移時，位移部分的電荷得不到完全補償，導致材料表面產生電荷。當摩擦材料周期性地前后滑動時，電子沿頂部及底部電極交替移動以屏蔽摩擦電荷產生的電勢差，當外部連接負載時，該電勢差驅動外部電路電子周期性運動，產生周期性電流，外部機械能被轉化為電能。與垂直接觸分離模式相比，橫向滑動模式電荷轉移更充分。此外，研究人員還發明了其他多種滑動模式[23]，例如二維面內滑動[24]、圓盤面內滑動及滾筒滑動等[25]，這類滑動模式被廣泛應用于運動傳感。

2.3 單電極模式

上述兩種工作模式包含兩個背電極，通過外部負載相互連接，這一結構限制了其從自由移動物體上收集能量。而單電極模式可自由移動，獨立工作，該模式為收集自由移動物體的能量提供了有效的解決方案。該模式是由一個自由移動物體和接地電極組成。當頂部的物體接近或從底部電極離開，局部電場分布會發生變化，該過程使得電子在大地和底電極之間發生流動以屏蔽電勢變化 (圖2C)。垂直接觸分離模式、橫向滑移模式以及二者的復合都可用于單電極工作模式收集外部機械能[26-27]。

2.4 自由摩擦層模式

自由摩擦層模式是由兩個帶背電極的介電摩擦層及一個自由移動摩擦層組成 (圖2D)。自由移動摩擦層和下部介電摩擦層之間保留有一個小間隙。假如上部自由移動摩擦層進行摩擦電預帶電處理，當其接近或離開下部摩擦層時，導致電荷非對稱分布，該過程使得電子從一個電極流向另一個電極，以屏蔽不平衡的電勢分布。背電極之間電子的前后移動使得TENG產生交流電。在該工作模式下，摩擦層之間沒有產生直接的物理接觸，該特點可以延長TENG的使用壽命，適用于自驅動振動傳感[28-29]。

在過去10年中，壓電納米發電機的設計從氧化鋅納米線(ZnO)、納米復合物 (ZnSnO3或BaTiO3) 到聚偏氟乙烯(Polyvinylidene fluoride, PVDF) 薄膜，再到Pb(ZrxTi(1–x))O3(PZT)、(1–x)Pb(Mg1/3Nb2/3) O3–xPbTiO3(PMN-PT) 和NaKNbO3之間不斷演 變[30-34]。這些發展為高輸出、結構穩定、小型化、安全化的PENG鋪平了道路，為自驅動醫療器件在生物體內的應用提供了新方案。此外，TENG也具有自身的獨特優勢，例如輸出電壓高、質量輕、價格低廉、制備簡單等。任何兩種電子親和勢不同的材料都可用于制備TENG。從這一方面講，TENG在輸出性能、生物相容性、靈敏度及器件成本方面更具優勢[35-38]。最近，研究人員發明了生物可降解的TENG及復合TENG用于機械能及熱能的收 集[39-40]。隨著研究的不斷深入，TENG和PENG還將為自驅動生物醫療系統提供更多新選擇。

3 納米發電機在循環系統中的應用

循環系統是分布于全身各部的連續封閉管道系統，包括心血管系統和淋巴系統。心血管系統是由心臟、血管及血液組成。心臟將富氧血運送給動物體各個部位，乏氧血運輸到肺部。心臟包含4個腔室：左心房、左心室、右心房及右心室。乏氧血返回到右心房，通過右心室，壓入肺動脈到達肺部再次與氧結合，去除二氧化碳。然后新的富氧血從肺部壓入左心房，通過左心室，壓入主動脈到達身體不同器官。心房心室及血管之間的周期循環供血使得血液循環及肺循環不斷進行，該過程對維持人體生命非常重要。心血管系統可作為納米發電機的能量源，也可作為納米發電機的調節對象。因此，心血管系統是納米發電機應用場景中研究最多的系統。大量實驗結果證明了利用納米發電機收集循環系統中生物機械能的可行性，例如心跳、肌肉拉伸及主動脈收縮等，收集的能量可用于驅動植入式及穿戴式醫療器件。

3.1 自驅動心臟起搏

心臟起搏器利用電脈沖刺激心肌，調節心跳為病竇綜合征及心肌梗塞病人提供了有效治療方案。心率失常可導致暈厥、心絞痛、頭暈、甚至心力衰竭等癥狀，在臨床上使用心臟起搏器，可有效控制心律失常[41]。但是由于心臟起搏器電池壽命限制，7–10年后病人需要接受二次手術將其取出更換新的心臟起搏器[42]。該過程給病人帶來很多不便，包括手術風險、愈合時間及感染風險等。自驅動能量供給技術可將生物機械能轉化為電能，并應用于生理功能調節，該技術無需電池，大大延長了植入式醫療器件的工作時間，為上述問題提供了解決方案。

PENG和TENG二者均可將心跳機械能轉化為電能，并用于心臟起搏，二者各有其自身優勢，又有各自缺點。PENG可以經受長期的彎折，但是輸出較低。TENG具有相對較高的輸出電壓，但是TENG需要封裝以保護其在水中或液體中摩擦層的正常工作，這一步驟降低了TENG的能量輸出及使用靈活性。以下兩部分進行詳細介紹。

2010年Li等首次將基于氧化鋅(ZnO) 納米線的PENG植入到活體動物體內收集生物機械能 (圖3A)[43]。實驗使用的ZnO納米線直徑為100–800 nm，長度為100–500 μm。納米線兩端用銀漿固定在聚酰亞胺基底表面，并與兩根導線連接，由此制備的器件一端為肖特基接觸，另一端為歐姆接觸。整體器件使用柔性高分子封裝與周圍組織液隔離，提高器件整體強度。將該PENG植入到大鼠體內，貼于隔膜腹側。大鼠呼吸引起ZnO納米線彎曲，將呼吸機械能轉化為電能。PENG開路電壓、短路電流及峰值功率分別達到了3 mV、30 pA和0.09 pW。

2014年Hwang等利用單晶0.72 Pb(Mg1/3Nb2/3)O3- 0.28PbTiO3(PMN-PT)薄膜制備了一種柔性PENG (圖3B)[44]。PMN-PT (Lead zirconate titanate) 通過改進布里奇曼方法直接從熔融物中生長而得，通過施加1 h 1.8 kV/mm的強電場進行極化。在PMN-PT兩側濺射金，形成金屬-絕緣體-金屬(Metal-insulator-metal, MIM) 結構，器件總厚度為8.6 μm。將MIM PMN-PT轉移至聚對苯二甲酸乙二醇酯(Polyethylene terephthalate, PET) 基底上，器件有效面積1.7 cm×1.7 cm，在周期性彎曲釋放過程中，器件最大輸出電壓、電流及峰值功率分別為8.2 V、145 μA和1.19 mW。整流后的最大輸出分別為8 V和100 μA，該輸出可為3 V和100 μA的心臟起搏器供能[45]。整流后的輸出可直接用于刺激麻醉狀態下的大鼠心跳。當該PMN-PT PENG周期彎曲釋放時，可觀察到除自然心跳曲線以外的峰值。Dagdeviren等利用鋯鈦酸鉛壓電材料(PZT) 也制備了一種壓電納米發電機[46]。該PZT能量收集器件具有很好的適形性，能夠很好地貼附于心臟、肺及隔膜，并將這些器官收縮和舒張的機械能轉化為電能。

2014年Zheng等制備了一種可植入的TENG，并將其首次應用于活體動物中收集生物機械能 (圖3C)[47]。將PDMS (Polydimethylsiloxane)膜貼附在Kapton基底表面，厚度為100 μm，表面帶有金字塔陣列結構，作為其中一個摩擦層。金電極沉積在Kapton膜的另一面，作為背電極。PDMS膜及Kapton膜非常柔軟，當有微弱的呼吸運動產生時，這些膜很容易發生變形。表面帶有微結構的鋁箔既作為摩擦層又作為電極層。這兩個摩擦層由400 μm厚度的PET墊片隔開，再由50 μm厚度的PDMS封裝。TENG的工作面積為0.8 cm×0.8 cm，整體尺寸1.2 cm×1.2 cm×0.2 cm。輸出電壓電流分別為12 V和0.25 μA，輸出功率為3 μW。將TENG植入到大鼠左胸皮下，大鼠的吸氣和呼氣使得Kapton膜和鋁箔產生周期性的接觸和分離，進而使得TENG產生電輸出。動物體內產生的電壓、電流及輸出功率分別為3.73 V、0.14 μA和0.52 μW (圖3C)。電壓電流波峰頻率和大鼠呼吸頻率一致，大約每分鐘50次。TENG產生的電能被儲存在一個電容器中，然后被用于心臟起搏器調節心臟跳動速率。在不同的工作頻率 (2 Hz、3 Hz及5 Hz)下，心跳速率被成功調節至和心臟起搏器頻率一致。

圖3 基于壓電及摩擦電的自驅動心臟起搏器[43-44,47-48]

2019年Ouyang等受生物共生現象的啟發 (例如根瘤菌與植物間的共生)，他們提出了基于植入式摩擦電納米發電機(Implantable TENG，iTENG) 的共生型心臟起搏器(Symbiotic pacemaker，SPM) (圖3D)[48]。SPM可將心跳的能量收集起來驅動起搏電路發出脈沖；這些脈沖同時又刺激心臟，使出現異常的心臟恢復正常。這樣SPM與心臟之間就達到了“相互依存、相互受益”的“共生”狀態。目前SPM已成功在大型動物 (豬) 體內實現了“全植入”的自驅動運行，并成功進行了心律不齊的治療。采用電暈放電極化技術處理PTFE (Polytetrafluoroethylene) 摩擦層表面，iTENG結構采用記憶合金龍骨和三維海綿間隔層有效地提升了發電機性能。體內開路電壓、短路電流及輸出功率分別為65.2 V、0.5 μA和32.6 μW，創造了植入式能量采集器件的最高電壓輸出記錄。每一個心臟運動周期，SPM可獲得的能量高達0.495 μJ，高于心臟起搏閾值能量 (通常為0.377 μJ)。也就是說，SPM可實現“一次心跳，一次起搏”，這對自驅動心臟起搏器邁向臨床和產業化具有重要意義。同時，SPM的實現也為新型自驅動醫療電子設備提供了一條嶄新的演化途徑。

3.2 自驅動心血管監測

納米發電機可以作為心臟起搏器調節心跳速率，而且可以用作心血管傳感器檢測血液流動及壓力。這類納米發電機被植入到心臟內直接監測心跳情況，無需其他能源供給。植入式心血管傳感器可以監測多種心律不齊相關的病癥，并及時給出反饋[49]。與穿戴式生物醫學監測系統相比，植入式傳感系統可以帶來更高精度的監測，避免病人局部移動及戶外活動帶來的不便[49]。

2016年Zheng等設計了一款植入式TENG作為心臟傳感器，輸出性能高及穩定性好[50]。該TENG由內摩擦層及封裝層組成 (圖4A)。納米結構聚四氟乙烯(n-PTFE) 薄膜作為摩擦層，Kapton膜及帶有銅背電極的柔性基底作為另一個電極。鋁箔既作為摩擦層又作為電極層。高彈性鈦片作為龍骨結構，有效保證了n-PTFE膜與Al膜的接觸和分離。PDMS和聚對二甲苯分別用作封裝層增加TENG的結構穩定性，避免體液及組織帶來的侵蝕。TENG封裝前，開路電壓約90 V，短路電流約7.5 μA。最大功率密度為107 mW/m2。植入式TENG被植入到30 kg成年雄性約克郡豬的心臟和心包之間。當Kapton面被放置到左心室下壁位置，體內開路電壓及短路電流分別為14 V和5 μA，輸出功率為 70 μW，該處值是所有測試位置中輸出最高的位置，其他測試位置包括右心室的流出道、左心耳、心臟底部、左心室游離壁、左心室下壁。電壓輸出的波峰和心電圖(Electrocardiographs，ECGs)中的對應波高度同步，相關性2= 0.983。TENG輸出信號強度和心跳強度密切相關，實驗通過腎上腺素藥物注射對這一特點進行了進一步驗證。將TENG收集的能量整流后儲存在電容器中驅動無線發射器，將輸出信號轉移到接收端。利用該方法，實驗成功構建出無線傳輸心臟傳感器。整個系統在關閉胸腔72 h后依然可以很好地工作，2周后結構依然完整，且生物相容性良好。

圖4 基于壓電及摩擦電的自驅動心血管傳感器[50-53]

2016年Ma等采用上述結構設計的納米發電機，開發了自驅動多功能摩擦電有源傳感器(Implantable triboelectric active sensor，iTEAS) 并獲得了心臟及血管的特定信息 (圖4B)[51]。該iTEAS被放置到成年豬的心外膜和心包之間，通過縫合線固定在心包膜上。iTEAS總尺寸30 mm× 20 mm×1 mm，開路電壓約為10 V，短路電流約為4 μA，輸出功率約40 μW。這些電信號和心跳速率高度一致，精確度達到了99%。此外，iTEAS輸出信號和呼吸頻率高度相關。吸氣(2.9 s) 時電壓峰值從4.8 V增加至6.3 V，呼氣(2.0 s) 時電壓減小至3.8 V。兩個連續最高峰值的時間間隔為4.9 s，和人工呼吸機每分鐘12個循環高度一致。植入兩周后，將該成年豬麻醉進一步檢測器件性能。iTEAS器件結構完整，沒有任何腐蝕和破裂出現。H&E (Hematoxylin and eosin) 染色結果證實實驗組心肌組織和對照組組織相比沒有發現淋巴球滲透現象。這些結果證實納米發電機在自驅動心臟傳感方面具有廣闊的應用前景。

2017年Kim等使用包含0.5 mol%錳(Mn) 的0.4Pb(Mg1/3Nb2/3)O3-0.6Pb(Zr,Ti)O3單晶參雜(PMN-PZT-Mn) PENG作為自驅動心臟傳感器 (圖4C)[52]。開胸手術后，將該PENG器件手術縫合到成年豬的心外膜上。器件彎曲剛度為9.95×10–5Nm，該剛度值比醫用心肌補片剛度(2.52×10–3Nm)小；因此，PENG不會影響到心臟的正常生理活動。成年豬心臟收縮和舒張可使PNEG產生17.8 V的開路電壓，1.75 μA的短路電流，輸出功率為31.15 μW (圖5C)。開路電壓、短路電流和各個心跳頻率下的ECG的峰值對應。在100 000次彎曲實驗中，PENG輸出信號穩定沒有衰減。使用HEK293、H9C2及HL-1進行細胞存活率分析及周圍組織切片分析都表明器件具有良好的生物相容性。

2019年，Liu等利用TENG制備了一種小型化，柔性及自驅動的心內膜壓力傳感(Self-powered endocardial pressure sensor，SEPS)，該SEPS和外科導管結合用于微創植入 (圖4D)[53]。SEPS整體尺寸為1 cm×1.5 cm×0.1 cm。該器件電暈處理前開路電壓為1.2 V，電暈放電處理后電壓提升至6.2 V，電壓輸出提高了約5倍。SEPS被植入到成年豬的左心室和左心房，低壓和高壓環境下器件均有較好的響應性。在體內工作時，SEPS具有高靈敏度、可實時監測、機械穩定性好的特點。器件靈敏度達到了1.195 mV mm/Hg，線性度2= 0.997。此外SEPS還可以檢測心律不齊，如心室顫動和心室過早搏動。

3.3 自驅動脈搏傳感

實時生物醫學監測系統可以對生理信號進行交互式實時監測，還可以進行自動診斷，該技術為人們的日常生活帶來了極大便利。植入式器件在體內信號傳輸方面具有不可替代的優勢，如果穿戴式器件在靈敏度和精確度方面可以達到同植入式器件相同的效果，那么無需手術的穿戴式器件將更加受病人的歡迎。自驅動可穿戴脈搏傳感為這一問題提供了有效解決方案，無需電池，低能源損耗，無環境污染，器件小型化，信號保真度高。由于心臟與主動脈關系密切，因此自驅動脈搏傳感器可用于循環系統的有效檢測。

2017年Ouyang等制備了一種基于TENG的自驅動超靈敏脈搏傳感(Self-powered ultrasensitivepulse sensor，SUPS)，該器件同時具有高柔性及高輸出的特點 (圖5A)[54]。納米結構Kapton及銅薄膜作為兩個摩擦層。利用PDMS封裝后，整個器件柔軟輕薄，尺寸大小為20 mm×10 mm×0.1 mm。在線性馬達50 N垂直壓力作用下，SUPS輸出電壓、電流、電荷量分別為109 V、2.73 μA及7.6 nC，輸出功率約為0.3 mW。當將器件貼附在24歲男士的徑向動脈上，SUPS輸出性能分別為1.52 V、5.4 nA及1.08 nC，輸出功率為8.2 nW。SUPS波峰電壓輸出和ECG中對應波一致，一致性2= 0.981，比其他臨床采用的脈搏傳感器更高一些，比如壓電脈搏傳感器和光電脈搏傳感。同時，研究者將SUPS應用于心血管疾病的診斷，包括健康組、冠心病組、房顫組及房間隔缺損組。健康組和不健康組的差異非常明顯。將時間間隔P-Pn及P-Pn+1以龐加萊圖表示，每一組都有其特定的波形。健康組呈現彗星狀圖形。冠心病組有一些分散彗星狀圖形，房間隔缺損組呈現出橢圓形，分布均勻。房顫組散點分布區域較大。健康組和病人組之間的龐加萊圖明顯不同，這表明SUPS可作為心血管疾病診斷的有效工具 (圖5B)[54]。

Park等在2017年使用PZT制備了一種超薄適形壓電傳感器 (圖5C)[55]。將高質量的PZT薄膜涂覆在藍寶石襯底上并進行退火處理，然后將PZT薄膜被剝離轉移到超薄PET基底上(4.8 μm)。然后在PZT薄膜表面制備金交叉指型電極，該器件非常薄，可以漂浮在肥皂泡上。將該壓電傳感器通過繃帶共形貼附在人手腕上，實時脈搏信號并通過無線傳輸系統傳輸給智能手機進行脈搏監測。該脈搏傳感器應用在一位30歲的男子身上，監測頸動脈產生的開路電壓為400 mV，吞咽動作產生的電壓為100 mV。頸動脈測量得的輸出電壓約為橈動脈電壓的6倍。運動前橈動脈每分鐘跳動73次，橈動脈脈搏產生的平均開路電壓約為65 mV，運動后橈動脈每分鐘跳動次數為100次，橈動脈脈搏產生的平均開路電壓約為81.5 mV。每一個電壓信號中，都有兩個峰值信號出現，P1和P2，P1代表脈壓，P2代表后期心臟收縮增強壓，徑向橈動脈增強指數可定義為P2/P1，該指標和動脈硬化關系密切。運動前，傳感器給出的P2/P1值為0.54，運動后平均P2/P1值為0.22。這表明后期心收縮增強壓降低，該變化可能是因為運動后心率發生了變化，增加了心室血液排出。

圖5 基于壓電及摩擦電的自驅動脈搏傳感器[54-55]

4 自驅動生理功能調節

4.1 自驅動神經電刺激

深腦刺激(Deep brain stimulation，DBS) 是指神經外科中使用電脈沖刺激特定的腦區域，達到特定治療目的[56]。研究證實深腦刺激可以緩解各種神經及精神疾病，包括癲癇、帕金森疾病、原發性震顫及重度抑郁[57-58]。植入式深腦刺激器需要高功率，電壓在3?5 V之間，130 Hz，脈沖時長60 ms，是心臟起搏器 (2 V，1 Hz，脈沖時長400 ms) 的幾倍。為完成DBS的自驅動刺激，納米發電機需要從結構設計、材料選擇及植入手術等方面不斷改進。

2015年，Kim及其合作者在PET基底上制備了一種柔性單晶Pb(In1/2Nb1/2)O3-Pb(Mg1/3Nb2/3) O3-PbTiO3(PIN-PMN-PT:PIMNT) 膜，并嘗試將其用于深腦刺激[59]。PIMNT非常薄，厚度只有10 μm，PET基底厚度為125 μm，二者一起組成了超薄器件 (圖6A)。在機械力彎曲作用下，器件最大開路電壓為11 V，短路電流為283 μA，輸出功率為3.11 mW，該輸出值可以給電容器充電并點亮120盞LED。在手指彎曲作用下，PIMNT納米發電機最大電流為0.57 mA，功率為0.7 mW。將PIMNT腦刺激器用于激活活體老鼠大腦初級運動皮質，刺激電極放置到老鼠M1皮質部位。PIMNT納米發電機的每一次彎曲都導致前肢肌肉的收縮，右爪前移1.5?2.3 mm距離。該工作是通過納米發電機利用身體運動實現直接深腦刺激的重要一步。

體內迷走神經在調節食物攝入量用于肥胖治療方面具有意義。2018年，Yao等利用植入式TENG對迷走神經進行刺激(Vagus nerve stimulation，VNS)，實現自驅動胃部運動調節，進而有效控制大鼠體重 (圖6B)[60]。該VNS器件貼附在胃部表面，尺寸大小為1.2 cm×3 cm，從胃部蠕動收集生物機械能，通過TENG摩擦層 (聚四氟乙烯和金)的接觸與分離產生電脈沖，最大輸出功率40 μW。胃食管結邊緣雙向VNS由金導線包覆，銅導線和金電極連接用于傳遞電信號。器件通過PDMS和共聚酯封裝，以實現良好的生物相容性、機械穩定性及柔性。0.05 Hz頻率下連續胃蠕動，VNS器件的輸出電壓可以達到60 mV。實驗結果表明，實驗組老鼠平均體重被控制在350 g，比對照組少38%。該工作為肥胖癥提供了治療方案。

外周神經調節是用于神經康復及生物電子醫學的新興領域。2018年Lee等利用水-空氣復合摩擦納米發電機(Water-air TENG，WA-TENG)進行外周神經刺激，該刺激可以控制老鼠腿部肌肉的運動 (圖6C)[61]。該TENG具有層狀結構，包括厚PDMS封裝層、氧化銦錫(Indium tin oxide，ITO) 及聚對苯二甲酸乙二醇酯(ITO/PET) 陣列、墊片1、薄PDMS層、墊片2、海綿陣列、ITO/PET陣列、底部厚PDMS膜。懸空介電薄膜可以明顯提高TENG輸出，從幾個毫伏到幾十伏，TENG最大輸出功率2.93 μW。利用海綿結構吸收水分，可以克服傳統水凝膠型TENG的缺點。和水凝膠相比，本實驗中包含海綿結構的器件更加堅固，可承受傳統器件的4倍作用力。通過柔性界面誘導腿部肌肉選擇性激活可以選擇性刺激大鼠坐骨神經。

多種神經疾病都可引起肌肉功能損失，如脊髓損傷、中風、多發性硬化癥。肌肉電刺激是臨床上常用的一種方式，用于肌肉功能康復，該過程通常需要毫安級別的刺激電流。2019年Wang等將柔性多通道肌肉內電極和TENG結合實現了自驅動肌肉直接電刺激 (圖6D)[62]，該TENG具有層層堆疊結構，PTFE和鋁箔作為摩擦層，TENG開路電壓為47 V，短路電流35 μA，外部負載 2.8 mΩ時TENG輸出功率為1.65 mW。實驗發現TENG肌肉刺激效率主要受兩個因素影響，一是電極神經元位置，二是電刺激波形極性。當電極靠近運動神經元分布區域時，刺激效率提高。同時，當電刺激波形極性改變時，刺激效率也不一樣。

圖6 基于壓電及摩擦電的自驅動神經電刺激[59-62]

4.2 自驅動細胞電刺激

當骨受傷以后，如何加速骨修復是一個關鍵問題[63]，研究結果證明低功率激光修復對損傷后的骨愈合具有積極意義，因為激光能量對應線粒體中呼吸鏈的特征能量和吸收能量[64]。該方法需要一種植入式的激光修復系統，基于TENG的自驅動植入式電源整合系統為該問題提供了解決方案。

2015年，Tang等開發了一種基于TENG和紅外激光激發單元的自驅動激光治愈系統用于骨組織再生[65]。該系統可以明顯加速老鼠胚胎成骨細胞的增殖與分化。金字塔陣列狀的PDMS及氧化銦錫(ITO) 薄膜作為TENG摩擦層 (圖7A)，該TENG輸出短路電流為30 μA，開路電壓115 V，輸出功率為3.45 mW，每個循環轉移電荷量70 nC。MC-3T3成骨細胞被分為3組：無激光對照組、TENG激光照射組 (每天刺激100次)、電池激光照射組 (每天1 min)。激光照射組細胞增殖15%。5 d后，TENG激光照射組的分化水平比對照組多16%，電池激光照射組比對照組多21.7%。這些結果表明TENG在骨修復方面具有和電池等效的增強效應，TENG有很大潛力作為植入式醫療器件的電源用于臨床骨組織修復治療。

2016年Zheng等利用人工合成可降解材料聚乙烯醇(Polyvinyl alcohol，PVA)、共聚物(Poly(lactic-co-glycolic acid)，PLGA)、聚己內酯(Polycaprolactone，PCL)和聚羥基丁酸戊酯(Polyhydroxylbutyrate valerate，PHBV) 開發了生物可降解TENG (圖7B)，該TENG采用層層結構，垂直接觸分離模式，PLGA作為封裝層，金屬鎂作為背電極，摩擦層為上述4種可降解材料中任意兩種的組合[66]。當用線性馬達1 Hz刺激TENG時，器件開路電壓達到了40 V，短路電流1 μA，輸出功率為40 μW，負載電阻80 MΩ時功率密度可達32.6 mW/m2。將TENG整流后與PDMS封裝的交叉指狀電極連接，然后在電極表面接種神經元細胞，兩個電極之間電場強度為10 V/cm，實際PDMS表面處電場強度約為7.5 V/cm。24 h細胞培養后，每天1 Hz頻率刺激30 min。培養5 d后細胞核及細胞骨架通過激光掃描共聚焦顯微技術染色觀察。大多數電場刺激后的神經元細胞都發生了定向排列，細胞骨架明顯平行于電場方向，對照組細胞排列及細胞骨架沒有發生明顯取向。神經細胞的定向排列對神經修復具有重要意義。

2018年Jiang等利用5種天然可降解材料 (纖維素、絲素蛋白、甲殼素、米紙、蛋清) 開發了基于天然材料的多種生物可降解可吸收TENG (圖7C)[67]，該TENG采用層層結構，垂直接觸分離模式，使用絲素蛋白進行了封裝，金屬鎂作為背電極，其余天然材料中的任意兩種進行組合作為摩擦層，最高輸出開路電壓55 V，短路電流0.6 μA，輸出功率為33 μW，功率密度21.6 mW/m2。將該TENG整流后與交叉插指電極連接，電極采用PDMS封裝，表面電場強度為8 V/cm，然后在PDMS表面接種心肌細胞，培養48 h后，對細胞施加電場刺激，頻率1 Hz，連續刺激30 min，經此電場刺激后，心肌細胞簇跳動速率明顯加快，刺激前后跳動速率增加了8.8倍，跳動狀態更加有力。兩個細胞跳動周期由1.382 s縮短至0.606 s，細胞的收縮周期由0.32 s縮短至0.24 s。這些實驗結果說明TENG可用于異常心肌細胞的調節和修復。為心臟疾病提供了新的治療方案，如心率過緩和心律不齊，也可用于體內心肌組織的重建。

4.3 自驅動組織修復

傷口愈合是一個重要的醫療保健問題，電場刺激是已知的可有效促進皮膚傷口恢復的方法，但由于常規電刺激系統笨拙，限制了其廣泛應用。

圖7 基于摩擦電的自驅動細胞電刺激[65-67]

2018年，Long等報道了一種基于TENG的自驅動電子綁帶用于加速皮膚傷口愈合 (圖8A)[68]。該電子綁帶由聚四氟乙烯(Polytetrafluoroethylene，PTFE)、金電極、銅電極及聚對苯二甲酸乙二醇酯(PET) 組成，TENG采用滑移工作模式，滑動速率110次每分鐘時，最大輸出電壓為2.2 V，最大輸出功率2.25 μW。該TENG自驅動電子繃帶可以穿戴在老鼠身上，將皮膚運動機械能轉化為電能，并產生交替電場。大鼠實驗表明，TENG自驅動電子繃帶處理的全層傷口可在3 d愈合，而常規縫合對應的愈合過程需要12 d。體外實驗表明，皮膚傷口愈合的加速過程可歸因于電場促進成纖維細胞遷移、增殖及分化轉移。

圖8 基于摩擦電的自驅動組織修復[68-69]

2018年Li等利用PLGA、PCL、聚乳酸(Polylactic acid，PLA)、金納米棒及聚1,8-辛二醇檸檬酸(poly1,8-octanediol citric acid，POC) 制備了光熱可控降解的TENG (圖8B)[69]。該TENG開路電壓可達28 V，短路電流220 nA，輸出功率為6.16 μW，轉移電荷量12 nC。由于金納米棒對近紅外光反應靈敏，將其摻入高分子膜中接受紅外光照射時，TENG的輸出在24 h內減小為0，兩周內基本完全降解。將TENG直接連接到交叉指插電極并培養成纖維細胞時，TENG電場可明顯加速細胞向抓痕處遷移，該過程對傷口修復非常關鍵。此外，實驗還發現TENG交流電場比傳統直流電對傷口修復更加有效。

5 自驅動睡眠監測及水下救援

睡眠障礙是很多人遇到的健康問題，臨床上常通過監測病人鼻子呼吸氣流、胸腔呼吸運動、胳膊及腿部運動等來進行診斷[70-72]。這些監測設備一般需要電池或電插座來維持正常運行，靈活性較弱。對于睡眠呼吸暫停引起的身體運動，特別是需要大量睡眠的兒童，使用這類設備進行監測比較困難。因此，無需電源的智能傳感更加符合解決上述問題的要求。

2016年，Song等提出了利用納米柱陣列結構的TENG作為自驅動傳感用于睡眠監測系統 (圖9A)[73]。該TENG具有三明治狀結構，由折疊狀鋁/ 塑料復合膜 (聚酰胺、鋁膜及聚丙烯)，2 mm懸臂彈簧組成。TENG開路電壓為55 V，短路電流約0.9 μA，輸出功率為49.5 μW，負載60 MΩ時最大功率約120 mW/m2。將該自驅動TENG傳感器固定在胳膊或腿上可以監測到睡眠過程中翻身運動及蜷縮腿運動。其中固定在胳膊上時，翻身動作擠壓TENG可產生約40 V電壓。固定在腿部，平躺時腿部擠壓TENG可產生約30 V電壓。該工作證明了利用TENG實現自驅動傳感，對人體睡眠進行實時監測。

圖9 基于摩擦電的自驅動睡眠監測及水下救援[73-75]

2018年，Lin等將TENG陣列放到織物中做成床單，用于高靈敏度智能睡眠監測 (圖9B)[74]。該床單由3層組成，頂層由正交陣列組成，底層由純導電纖維陣列組成作為摩擦層，波浪形PET膜夾在兩層導電纖維之間。該TENG陣列智能床單壓力靈敏度為0.77 V/Pa，響應時間小于80 ms，循環接觸測試5 000次輸出電壓(3.5 V) 基本不變，循環接觸10 000次導電纖維表面結構基本不變，輸出功率為52.5 nW。當人體躺到該床單上時，人體姿勢、位置及壓力分布可以很好地顯示 在圖形用戶界面上。研究者從晚上23:00到第二天早上08:00對被試者進行測試，該TENG智能傳感床單可以很好地監測人體整晚的睡眠狀態，包括清醒運動和深度睡眠。

電鰻可以通過其獨特的發電器官在水下產生高達數千伏的電壓。在發電細胞的一個神經沖動過程中，當受到神經遞質的刺激，細胞膜上的離子通道開啟，鈉離子流入，鉀離子流出，從而產生一個150 mV的膜電位。2019年，Zou等模仿電鰻發電器官細胞膜上的離子通道，構造了一種機械敏感性的仿生通道，用于控制發電機內部的起電液體的往復運動，從而實現電能的轉化[75]。兩種獨特的工作模式使得該仿生可拉伸納米發電機(Bionic stretchable nanogenerator，BSNG) 在液體環境中可以實現超過10 V的開路電壓，在干燥條件下可以實現超過170 V的開路電壓，50 000次單軸拉伸測試后BSNG的輸出沒有任何衰減，單電極模式下器件功率為28.8 μW，雙電極模式下器件功率為0.1 μW。研究者還利用該BSNG構建了一套水下救援系統，用于在水下危險特殊情況的遠程求救警報。穿戴者只需在水下活動一段時間，固定于關節處的BSNG便可收集來自人體運動的機械能，并將其轉化為電能存儲到電容器中，當遇到緊急情況時，只需拍打胸前的報警觸發器，便可遠程點亮救援信號燈。良好的可拉伸性、優秀的水下輸出性能和出色的抗拉疲勞性使BSNG可以作為水下自驅動傳感器和能量采集裝置，為可穿戴電子設備的水下可持續供電帶來了新的機遇。

6 自驅動健康監測及生理功能調節器件輸出功率對比及展望

如圖10所示，當前關于自驅動健康監測及生理功能調節器件的應用主要包括自驅動心臟起搏、自驅動心血管傳感、自驅動細胞電刺激、自驅動神經電刺激、自驅動組織修復及自驅動睡眠監測，不同的應用場景對自驅動器件的輸出性能 (輸出電壓/電流/功率) 具有不同的要求。自驅動器件類型既有摩擦電器件又有壓電器件，器件功率大小根據不同的應用從微瓦量級到毫瓦量級不等。

在自驅動心臟起搏器方面，隨著技術的發展，自驅動器件輸出功率不斷提升，基于摩擦電的自驅動器件輸出功率從3 μW[47]提升至32.6 μW[48]，工作模式從直接電刺激[47]轉為驅動商用心臟起搏器刺激心臟[48]。與摩擦電器件相比，基于壓電薄膜的自驅動器件輸出功率可達毫瓦 (1.19 mW)[44]。在自驅動傳感、組織修復、睡眠監測及水下救援等應用中，基于摩擦電及壓電的自驅動器件輸出功率一般在微瓦量級 (0.05?70 μW)[50-52,68-69,73-75]。自驅動器件的輸出功率在不同應用場景中的差異很大，比如可用于人體運動監測和水下救援的摩擦電自驅動傳感器，在水中的輸出功率為0.1 μW，而該器件在空氣中的輸出功率可達28.5 μW[75]。摩擦電及壓電器件在進行細胞電刺激及神經電刺激時，輸出功率在微瓦[60-61,66-67]及毫瓦[59,62,65]量級不等。

根據已有文獻報道及結合不同應用場景，自驅動系統在生物醫療領域的主要應用范圍及目標可分為以下幾類：1) 當摩擦電或壓電器件自身用作自驅動傳感器檢測生理信號時，和器件輸出電流及功率相比，研究者更偏向于采用輸出電壓作為采集信號[44,47-48,50-52,54,73-75]。此應用場景下，小尺寸、便攜式、高靈敏度、高電壓輸出的自驅動器件是未來研究的重點，此類器件對于檢測人體脈搏、心率、呼吸、血流等微弱信號將發揮重要作用。2) 當把摩擦電或壓電器件直接用作電壓源或電流源時，研究人員可用它調控細胞生長或進行神經電刺激[66-69]。考慮到摩擦電器件以及壓電器件的電流一般在微安量級，因此在上述應用場景下的器件需要有較大的電壓，以便產生強度可調控的電場對細胞或神經進行調控，此類器件對未來傷口殺菌、肥胖控制、神經及組織修復、帕金森等神經類疾病以及其他相關疾病的治療具有重要意義。3) 當摩擦電或壓電器件作為電源，給低功耗醫療電子器件供能時，器件輸出功率則顯得尤為重要[59-62]。考慮到摩擦電及壓電器件產生的是脈沖電，實際應用當中需將電能存儲到電容器或電池中，就可驅動低功耗醫療電子器件 (如脈搏手環、心臟起搏器、深腦刺激器等)。因此，對于用作電源的場景，未來開發高輸出功率，甚至直流電器件將是未來研究的重點，該類器件將為解決便攜式、小型化、低功耗、用于診斷或治療的醫療電子設備的電源問題提供解決方案。

圖10 文獻中自驅動健康監測及生理功能調節器件輸出功率對比

7 討論與展望

人體及其他動物身上蘊藏著很多種能量，包括化學能、熱能及機械能[76]。研究者提出了各種策略對不同形式的能量進行收集，進而構建自驅動醫療電子系統，這類研究對可穿戴、可植入醫療器件的發展具有重要意義。本文主要聚焦納米發電機從人體及動物體運動中收集機械能，并將其用于自驅動健康監測和生理功能調節。

多種納米發電機被用于生物醫療領域，包括心血管傳感、脈搏監測、神經電刺激、細胞電刺激、睡眠監測及救援報警等。除了綜述中提到的應用外，納米發電機在其他領域也有重要應用，如藥物遞送[77]、語音識別[78]、生物監測[79]。這些自驅動生物醫療器件將會對未來醫療健康產業產生重要影響。但是，這些應用只是自驅動健康監測及生理功能調節領域的開始，為充分合理利用基于納米發電機的自驅動醫療系統，還需要更多更深入的研究。首先，對于可植入場景，納米發電機應更加小型化，以適應身體的特定腔室。其次，納米發電機需要更加柔軟更加耐用以滿足植入位點的機械性能及形狀，并耐受肌肉組織的長期包裹擠壓。此外，納米發電機需要更加有效、耐用、柔性的封裝以保護其免受體液腐蝕。最后，納米發電機輸出性能的優化及電源管理需要進一步增強以符合實際臨床要求。對于可穿戴納米發電機，小型化、耐用性、封裝及電學輸出的問題也很重要。

隨著材料合成和微納加工技術的不斷發展，納米發電的研究及其在生物醫療領域的應用也不斷進步。未來納米發電機在自驅動健康監測及生理功能調節方面的研究重點是和現代醫學實現精準結合。當前納米發電機的研究和實際臨床應用依然存在較大差距。首先，植入式納米發電機作為心血管傳感器可以獨立工作并實現無線數據傳輸。但是，植入式納米發電機向心血管的植入手術復雜，手術可能會影響這些器官的正常功能。因此，這類器件的應用標準會非常高，這導致基于納米發電機的傳感應用比較滯后。其次，納米發電機收集身體動能并將其和能源管理系統整合是另一項挑戰，因為只有特定參數的電學刺激才能起到器官功能增強及細胞調控的作用。第三，研究者進行了很多實驗，將納米發電機植入到動物體內，收集肌肉收縮機械能，或者線性馬達刺激納米發電機產生電能，或者外部手拍打納米發電機產生電能。但是至今依然很難有一種方法能夠在體內將能量產生、能量管理、能量輸出及應用一體化。筆者認為納米發電機作為植入式器件最優的應用方向是收集呼吸機械能，即呼吸過程中胸腔的規律性擴張運動，為心臟起搏器或脊柱損傷修復提供電能。對于穿戴式納米發電機，脈搏傳感是一種非常合適和有前景的應用，也可將其用于某些表皮電刺激治療，例如，傷口愈合或表皮腫瘤消除。

[1] Bonawitz SC. Management of exposure of cardiac pacemaker systems. Ann Plas Surg, 2012, 69(3): 292–295.

[2] Li H, Zhao CC, Wang XX, et al. Fully bioabsorbable capacitor as an energy storage unit for implantable medical electronics. Adv Sci, 2019, 6(6): 1801625.

[3] Hannig J, Siekmeier R. Quality of the cardiac defibrillators from 2005 to 2014 from the federal institute for drugs and medical devices in presence of product problems published by customer informations. Wien Klin Wochenschr, 2016, 128: S262–S263.

[4] Mond HG, Sloman JG, Edwards RH. The first pacemaker. Pac Clin Electrophysiol, 1982, 5(2): 278–282.

[5] Akbari S, Shea HR. An array of 100 μm×100 μm dielectric elastomer actuators with 80% strain for tissue engineering applications. Sens Actuat A, 2012, 186: 236–241.

[6] Soon CF, Youseffi M, Berends RF, et al. Development of a novel liquid crystal based cell traction force transducer system. Biosens Bioelectron, 2013, 39(1): 14–20.

[7] Ko WH. Early history and challenges of implantable electronics. ACM J Emerg Technol Comput Syst, 2012, 8(2): 8.

[8] Von Lueder TG, Krum H. Current modalities for invasive and non-invasive monitoring of volume status in heart failure. Heart, 2012, 98(13): 967–973.

[9] Horlbeck FW, Mellert F, Kreuz J, et al. Real-world data on the lifespan of implantable cardioverter- defibrillators depending on manufacturers and the amount of ventricular pacing. J Cardiovasc Electrophysiol, 2012, 23(12): 1336–1342.

[10] Hwang GT, Byun M, Jeong CK, et al. Flexible piezoelectric thin-film energy harvesters and nanosensors for biomedical applications. Adv Healthcare Mater, 2015, 4(5): 646–658.

[11] Feng HQ, Zhao CC, Tan PC, et al. Nanogenerator for biomedical applications. Adv Healthcare Mater, 2018, 7(10), 1701298.

[12] Proto A, Penhaker M, Conforto S, et al. Nanogenerators for human body energy harvesting. Trends Biotechnol, 2017, 35(7): 610–624.

[13] Zheng Q, Shi BJ, Li Z, et al. Recent progress on piezoelectric and triboelectric energy harvesters in biomedical systems. Adv Sci, 2017, 4(7): 1700029.

[14] Yuan MM, Cheng L, Xu Q, et al. Biocompatible nanogenerators through high piezoelectric coefficient 0.5Ba(Zr0.2Ti0.8)O3-0.5(Ba0.7Ca0.3)TiO3nanowires forapplications. Adv Mater, 2014, 26(44): 7432–7437.

[15] Yu YH, Sun HY, Orbay H, et al. Biocompatibility and in vivo operation of implantable mesoporous PVDF-based nanogenerators. Nano Energy, 2016, 27: 275–281.

[16] Amar A, Kouki A, Cao H. Power approaches for implantable medical devices. Sensors, 2015, 15(11): 28889–28914.

[17] Bhatnagar V, Owende P. Energy harvesting for assistive and mobile applications. Energy Sci Eng, 2015, 3(3): 153–173.

[18] Chen XL, Li XM, Shao JY, et al. High-performance piezoelectric nanogenerators with imprinted P(VDF-TrFE)/BaTiO3nanocomposite micropillars for self-powered flexible sensors. Small, 2017, 13(23): 1604245.

[19] Wang ZL, Yang RS, Zhou J, et al. Lateral nanowire/nanobelt based nanogenerators, piezotronics and piezo-phototronics. Mater Sci Eng R, 2010, 70(3/6): 320–329.

[20] Zhang Y, Liu Y, Wang ZL. Fundamental theory of piezotronics. Adv Mater, 2011, 23(27): 3004–3013.

[21] Yang RS, Qin Y, Dai LM, et al. Power generation with laterally packaged piezoelectric fine wires. Nat Nanotechnol, 2009, 4(1): 34–39.

[22] Liu Z, Ouyang H, Zou Y, et al. Self-powered implantable electronic medical devices research based on triboelectric nanogenerator. Sci Sin Tech, 2017, 47(10): 1075–1080 (in Chinese).劉卓, 歐陽涵, 鄒洋, 等. 基于摩擦納米發電機的自驅動植入式電子醫療器件的研究. 中國科學: 技術科學, 2017, 47(10): 1075–1080.

[23] Wang SH, Lin L, Wang ZL. Nanoscale triboelectric-effect-enabled energy conversion for sustainably powering portable electronics. Nano Lett, 2012, 12(12): 6339–6346.

[24] Lin L, Wang SH, Xie YN, et al. Segmentally structured disk triboelectric nanogenerator for harvesting rotational mechanical energy. Nano Lett, 2013, 13(6): 2916–2923.

[25] Bai P, Zhu G, Liu Y, et al. Cylindrical rotating triboelectric nanogenerator. ACS Nano, 2013, 7(7): 6361–6366.

[26] Niu SM, Liu Y, Wang SH, et al. Theoretical investigation and structural optimization of single-electrode triboelectric nanogenerators. Adv Funct Mater, 2014, 24(22): 3332–3340.

[27] Yang Y, Zhang HL, Chen J, et al. Single-electrode- based sliding triboelectric nanogenerator for self- powered displacement vector sensor system. ACS Nano, 2013, 7(8): 7342–7351.

[28] Niu SM, Wang SH, Liu Y, et al. A theoretical study of grating structured triboelectric nanogenerators. Energy Environ Sci, 2014, 7(7): 2339–2349.

[29] Wang SH, Niu SM, Yang J, et al. Quantitative measurements of vibration amplitude using a contact- mode freestanding triboelectric nanogenerator. ACS Nano, 2014, 8(12): 12004–12013.

[30] Kwon J, Seung W, Sharma BK, et al. A high performance PZT ribbon-based nanogenerator using graphene transparent electrodes. Energy Environ Sci, 2012, 5(10): 8970–8975.

[31] Wang AC, Liu Z, Hu M, et al. Piezoelectric nanofibrous scaffolds asenergy harvesters for modifying fibroblast alignment and proliferation in wound healing. Nano Energy, 2018, 43: 63–71.

[32] Pi ZY, Zhang JW, Wen CY, et al. Flexible piezoelectric nanogenerator made of poly (vinylidenefluoride-co-trifluoroethylene)(PVDF-TrFE) thin film. Nano Energy, 2014, 7: 33–41.

[33] Jeong CK, Park KI, Son JH, et al. Self-powered fully-flexible light-emitting system enabled by flexible energy harvester. Energy Environ Sci, 2014, 7(12): 4035–4043.

[34] Jeong CK, Han JH, Palneedi H, et al. Comprehensive biocompatibility of nontoxic and high-output flexible energy harvester using lead-free piezoceramic thin film. Apl Mater, 2017, 5(7): 074102.

[35] Zhang C, Tang W, Han CB, et al. Theoretical comparison, equivalent transformation, and conjunction operations of electromagnetic induction generator and triboelectric nanogenerator for harvesting mechanical energy. Adv Mater, 2014, 26(22): 3580–3591.

[36] Zheng Q, Jin YM, Liu Z, et al. Robust multilayered encapsulation for high-performance triboelectric nanogenerator in harsh environment. ACS Appl Mater Interfaces, 2016, 8(40): 26697–26703.

[37] Zhang NN, Tao CY, Fan X, et al. Progress in triboelectric nanogenerators as self-powered smart sensors. J Mater Res, 2017, 32(9): 1628–1646.

[38] Xu W, Huang LB, Wong MC, et al. Environmentally friendly hydrogel-based triboelectric nanogenerators for versatile energy harvesting and self-powered sensors. Adv Energy Mater, 2017, 7(1): 1601529.

[39] Ma MY, Zhang Z, Liao QL, et al. Integrated hybrid nanogenerator for gas energy recycle and purification. Nano Energy, 2017, 39: 524–531.

[40] Liang QJ, Zhang Q, Yan XQ, et al. Recyclable and green triboelectric nanogenerator. Adv Mater, 2017, 29(5): 1604961.

[41] Nelson GD. A brief history of cardiac pacing. Tex Heart Inst J, 1993, 20(1): 12–18.

[42] Liu Z, Wang L, Li H, et al. Research and application of implanted triboelectric nanogenerator. Sci Techol Rev, 2017, 35(2): 65–71 (in Chinese).劉卓, 王玲, 李虎, 等. 植入式摩擦納米發電機的研究與應用. 科技導報, 2017, 35(2): 65–71.

[43] Li Z, Zhu G, Yang RS, et al. Muscle-drivennanogenerator. Adv Mater, 2010, 22(23): 2534–2537.

[44] Hwang GT, Park H, Lee JH, et al. Self-powered cardiac pacemaker enabled by flexible single crystalline PMN-PT piezoelectric energy harvester. Adv Mater, 2014, 26(28): 4880–4887.

[45] Southcott M, MacVittie K, Halámek J, et al. A pacemaker powered by an implantable biofuel cell operating under conditions mimicking the human blood circulatory system-battery not included. Phys Chem Chem Phys, 2013, 15(17): 6278–6283.

[46] Dagdeviren C, Yang BD, Su YW, et al. Conformal piezoelectric energy harvesting and storage from motions of the heart, lung, and diaphragm. Proc Natl Acad Sci USA, 2014, 111(5): 1927–1932.

[47] Zheng Q, Shi BJ, Fan FR, et al.powering of pacemaker by breathing-driven implanted triboelectricnanogenerator. Adv Mater, 2014, 26(33): 5851–5856.

[48] Ouyang H, Liu Z, Li N, et al. Symbiotic cardiac pacemaker. Nat Commun, 2019, 10: 1821.

[49] Ouyang H, Qu XC, Shi BJ, et al. Recent progress on nanogenerator for implantable self-powered biomedical systems. Life Sci Inst, 2017, 15(6): 3–14 (in Chinese).歐陽涵, 曲學鋮, 石波璟, 等. 納米發電機與自驅動植入式電子醫療系統的研究進展. 生命科學儀器, 2017, 15(6): 3–14.

[50] Zheng Q, Zhang H, Shi BJ, et al.self-powered wireless cardiac monitoring via implantable triboelectric nanogenerator. ACS Nano, 2016, 10(7): 6510–6518.

[51] Ma Y, Zheng Q, Liu Y, et al. Self-powered, one-stop, and multifunctional implantable triboelectric active sensor for real-time biomedical monitoring. Nano Lett, 2016, 16(10): 6042–6051.

[52] Kim DH, Shin HJ, Lee H, et al.self-powered wireless transmission using biocompatible flexible energy harvesters. Adv Funct Mater, 2017, 27(25): 1700341.

[53] Liu Z, Ma Y, Ouyang H, et al. Transcatheter self-powered ultrasensitive endocardial pressure sensor. Adv Funct Mater, 2018, 29(3): 1807560.

[54] Ouyang H, Tian JJ, Sun GL, et al. Self-powered pulse sensor for antidiastole of cardiovascular disease. Adv Mater, 2017, 29(40): 1703456.

[55] Park DY, Joe DJ, Kim DH, et al. Self-powered real-time arterial pulse monitoring using ultrathin epidermal piezoelectric sensors. Adv Mater, 2017, 29(37): 1702308.

[56] Dagdeviren C, Shi Y, Joe P, et al. Conformal piezoelectric systems for clinical and experimental characterization of soft tissue biomechanics. Nat Mater, 2015, 14(7): 728–736.

[57] Mayberg HS, Lozano AM, Voon V, et al. Deep brain stimulation for treatment-resistant depression. Neuron, 2005, 45(5): 651–660.

[58] Deuschl G, Schade-Brittinger C, Krack P, et al. A randomized trial of deep-brain stimulation for Parkinson’s disease. N Engl J Med, 2006, 355(9): 896–908.

[59] Hwang GT, Kim Y, Lee JH, et al. Self-powered deep brain stimulation via a flexible PIMNT energy harvester. Energy Environ Sci, 2015, 8(9): 2677–2684.

[60] Yao G, Kang L, Li J, et al. Effective weight control via an implanted self-powered vagus nerve stimulation device. Nat Commun, 2018, 9: 5349.

[61] Lee S, Wang H, Wang JH, et al. Battery-free neuromodulator for peripheral nerve direct stimulation. Nano Energy, 2018, 50: 148–158.

[62] Wang JH, Wang H, Thakor NV, et al. Self-powered direct muscle stimulation using a triboelectric nanogenerator (TENG) integrated with a flexible multiple-channel intramuscular electrode. ACS Nano, 2019, 13(3): 3589–3599.

[63] Gao A, Hang RQ, Huang XB, et al. The effects of titania nanotubes with embedded silver oxide nanoparticles on bacteria and osteoblasts. Biomaterials, 2014, 35(13): 4223–4235.

[64] Pretel H, Lizarelli RFZ, Ramalho LTO. Effect of low-level laser therapy on bone repair: Histological study in rats. Lasers Surg Med, 2007, 39(10): 788–796.

[65] Tang W, Tian JJ, Zheng Q, et al. Implantable self-powered low-level laser cure system for mouse embryonic osteoblasts’ proliferation and differentiation. ACS Nano, 2015, 9(8): 7867–7873.

[66] Zheng Q, Zou Y, Zhang YL, et al. Biodegradable triboelectric nanogenerator as a life-time designed implantable power source. Sci Adv, 2016, 2(3): e1501478.

[67] Jiang W, Li H, Liu Z, et al. Fully bioabsorbable natural-materials-based triboelectric nanogenerators. Adv Mater, 2018, 30(32): 1801895.

[68] Long Y, Wei H, Li J, et al. Effective wound healing enabled by discrete alternative electric fields from wearable nanogenerators. ACS Nano, 2018, 12(12): 12533–12540.

[69] Li Z, Feng HQ, Zheng Q, et al. Photothermally tunable biodegradation of implantable triboelectric nanogenerators for tissue repairing. Nano Energy, 2018, 54: 390–399.

[70] Mahowald MW, Schenck CH. Insights from studying human sleep disorders. Nature, 2005, 437(7063): 1279–1285.

[71] Viventi J, Kim DH, Vigeland L, et al. Flexible, foldable, actively multiplexed, high-density electrode array for mapping brain activity in vivo. Nat Neurosci, 2011, 14(12): 1599–1605.

[72] Dobrescu AI, Ardelean L, Matei C, et al. Polysomnography test and sleep disordered breathing in prader-willi syndrome. Mater Plast, 2014, 51: 331–335.

[73] Song WX, Gan BH, Jiang T, et al. Nanopillar arrayed triboelectric nanogenerator as a self-powered sensitive sensor for a sleep monitoring system. ACS Nano, 2016, 10(8): 8097–8103.

[74] Lin ZM, Yang J, Li XS, et al. Large-scale and washable smart textiles based on triboelectric nanogenerator arrays for self-powered sleeping monitoring. Adv Funct Mater, 2018, 28(1): 1704112.

[75] Zou Y, Tan PC, Shi BJ, et al. A bionic stretchable nanogenerator for underwater sensing and energy harvesting. Nat Commun, 2019, 10: 2695.

[76] Dagdeviren C, Li Z, Wang ZL. Energy harvesting from the animal/human body for self-powered electronics. Annu Rev Biomed Eng, 2017, 19(1): 85–108.

[77] Song PY, Kuang SY, Panwar N, et al. A self-powered implantable drug-delivery system using biokinetic energy. Adv Mater, 2017, 29(11): 1605668.

[78] Yang J, Chen J, Su YJ, et al. Eardrum-inspired active sensors for self-powered cardiovascular system characterization and throat-attached anti-interference voice recognition. Adv Mater, 2015, 27(8): 1316–1326.

[79] Kim DI, Trung TQ, Hwang BU, et al. A sensor array using multi-functional field-effect transistors with ultrahigh sensitivity and precision for bio-monitoring. Sci Rep, 2015, 5: 12705.

Progress in self-powered health monitoring and physiological function regulation devices

Hu Li1, Luming Zhao2, Zhe Li2, Fan Ni3, Zhuo Liu1, Ruping Liu3, Yubo Fan1, and Zhou Li2

1 School of Biological Science and Medical Engineering, Beihang University, Beijing 100083, China 2 Beijing Institute of Nanoenergy and Nanosystems, Chinese Academy of Sciences, School of Nanoscience and Technology, University of Chinese Academy of Sciences, Beijing 100083, China 3 School of Printing and Packaging Engineering, Beijing Institute of Graphic Communication, Beijing 102600, China

Nanogenerator (triboelectric nanogenerator and piezoelectric nanogenerator) has experienced a rapid development since it was proposed. This technique can covert various mechanical energies into electric energy, including human motion energy, wind energy, acoustic energy and ocean energy. The converted electricity can be used for health monitoring and physiological function regulation, such as pulse detection, bioelectrical stimulation and cardiac pacing. This review summarizes the structure, working mechanism, output performance of nanogenerator and its latest progress in circulatory system, nervous system, biological tissue, sleep and rescue system. Additionally, a further analysis was also made on the application challenge of nanogenerator in clinical treatment. In the future, nanogenerator is expected to be an auxiliary power source, or even to replace battery to power medical electronic device and realize the self-powered health monitoring and physiological function regulation of human body.

self-powered, health monitoring, physiological function regulation, nanogenerator

June 25, 2019;

September 11, 2019

National Key R&D Project from Minister of Science and Technology, China (No. 2016YFA0202703), National Natural Science Foundation of China (Nos. 61875015, 31571006, 81601629, 61971049, 21801019, 11421202), the Beijing Municipal Science and Technology Commission (No. Z181100004418004), Beijing Natural Science Foundation (No. 2182091), the Research and Development Program of BIGC (No. Ec201808), the National Youth Talent Support Program.

s:Yubo Fan. Tel: +86-10-82339428; E-mail: yubofan@buaa.edu.cnZhou Li. Tel: +86-10-82854761; E-mail: zli@binn.cas.cn

國家重點研發計劃 (No. 2016YFA0202703)，國家自然科學基金 (Nos. 61875015, 31571006, 81601629, 61971049, 21801019, 11421202)，北京市科技項目 (No. Z181100004418004)，北京市自然科學基金 (No. 2182091)，北京印刷學院研究發展項目 (No. Ec201808)，國家萬人計劃“青年拔尖”項目資助。

李虎, 趙璐明, 李喆, 等. 自驅動健康監測及生理功能調節器件的研究進展. 生物工程學報, 2019, 35(12): 2367–2385.

Li H, Zhao LM, Li Z, et al. Progress in self-powered health monitoring and physiological function regulation devices. Chin J Biotech, 2019, 35(12): 2367–2385.

(本文責編 陳宏宇)