一种用于高接触环境快速消灭病原体的电热表面

《Sensors and Actuators A: Physical》：An ElectroThermal Surface for Rapid Pathogen Elimination on High-Touch Environments

　　迪米特里斯·巴姆帕科斯（Dimitris Barmpakos）|斯塔夫鲁拉·克里蒂库（Stavroula Kritikou）|阿萨纳西奥斯·察克里斯（Athanasios Tsakris）|乔治亚·弗里奥尼（Georgia Vrioni）|尼科斯·克罗尼斯（Nikos Chronis）
希腊雅典国立技术大学化学工程学院

**摘要**
快速有效的 disinfection of high-touch 环境对于减少病原体传播至关重要，尤其是在医疗和公共场所。本研究介绍了一种新型的电热（ET）表面技术，该技术通过短暂的高温脉冲快速消灭病原体。这种电热表面在玻璃增强环氧树脂基材上集成了微加热器，能够在几秒钟内将表面温度升高至约 100°C。由于热质量低，该表面仅吸收少量能量，从而降低了接触时造成烫伤的风险。该表面采用标准化的印刷电路板（PCB）工艺制造，对 Gram-negative 细菌等病原体的杀灭率超过 95%，为可扩展的 disinfection 提供了一种节能且低成本的解决方案。通过对比测试不同病原体（如鲍曼不动杆菌、肺炎克雷伯菌、表皮葡萄球菌、大肠杆菌和耳念珠菌）发现其对热力的抵抗力存在差异，这突显了优化热脉冲温度和持续时间的必要性，以最大化抗菌效果。这项研究提出了一种可扩展、高效且安全的病原体控制方法，具有在临床和公共环境中提升卫生标准并减少医疗相关感染的潜力。

**1. 引言**
有效的表面 disinfection 对防止病原体从受污染表面传播至关重要，而这些传播途径是社区和医院获得性感染的重要原因。COVID-19 大流行凸显了保持表面清洁以保护公共卫生和医疗系统的必要性[1]。例如，诺如病毒每年在美国导致超过 7 万人住院和近 800 人死亡，在发展中国家则导致超过 20 万名儿童死亡[2][3]。在医疗环境中，受污染的表面成为医院获得性感染（HAIs）的主要滋生地。这些感染发生在患者接受其他疾病治疗期间，是耐药细菌和其他病原微生物传播的关键途径。HAIs 每年影响 170 万名患者，估计造成 98 亿美元的损失，其中表面传播是主要因素之一[4][5]。为应对这些风险，实施自我 disinfection 系统可以提供快速可靠的解决方案，降低感染和死亡率，同时减轻人们对表面污染的恐惧[6][7]。这些技术可以在各种环境中提高公共安全，包括医疗设施、公共交通、教育机构、工作场所和酒店行业，通过确保环境持续消毒来减少病原体的传播[8][9]。
在各种 disinfection 技术中，被动方法是一种无需能耗或人为干预的有效方式。工程化表面可以设计成具有生物启发结构的微图案或纳米图案[10][11]，涂覆抗菌物质，或通过等离子体处理进行功能化以抑制病原体存活[12]。此外，银、钛、铜、铝、镓和锡等金属以及类金属锑也被用于“接触杀灭”机制，即表面与微生物直接相互作用导致细菌失活[13][14][15]。另一种有前景的策略是将天然抗菌肽浸渍到表面上，进一步增强被动 disinfection 效果。这些方法的有效性取决于多种因素，如材料成分、表面纹理、温度和湿度，以及病原体与抗菌表面的持续接触能力。

化学消毒是最成熟的主动 disinfection 方法；然而，反复使用消毒剂既费时又昂贵，且会随时间降解表面。此外，还存在人类接触氯和次氯酸钠等化学物质的风险[16]。作为替代方案，开发了多种紫外线 disinfection 产品。一项针对四十八种设备（包括汞灯、LED 和 UV-C LED）的全面研究表明，虽然大多数设备总体有效，但其中九种设备根本不发射有效的辐射。此外，内置安全机制的潜在故障可能导致有害的紫外线暴露，可能引发红斑或光性角膜炎[18][19][20]。尽管存在这些风险，紫外线 disinfection 的有效性仍因剂量和测试病原体而异[18][19][21]。其他 disinfection 方法包括光催化[22]、臭氧化[23] 和电穿孔[19]，其有效性也受温度和相对湿度等环境因素影响[24]。

几十年来，人们对病原体的热灭活进行了广泛研究，涵盖了包括 SARS-CoV-2[25][26]、小RNA病毒[27] 以及人类诺如病毒和甲型肝炎病毒[29] 的替代病毒。Espinosa 等人的系统综述[30]探讨了水和食品传播病原体的热灭活“安全区”概念，详细说明了肠病毒、肠杆菌、假单胞菌和李斯特菌等病原体的有效温度范围。研究强调，温度和暴露时间是实现有效灭活的关键因素。已知高温会破坏病毒表面蛋白，导致其热变性和最终死亡。然而，所需的具体温度取决于病原体对热应力的抵抗力。实验表明，SARS-CoV-2 的刺突蛋白 S1 在 144°C 以上温度下可完全被灭活[44]，但也有研究指出，在 56°C 下暴露 30 分钟即可灭活 SARS-CoV-2[26]；流感病毒在约 55–60°C 温度下被灭活[31]；诺如病毒消毒协议的目标温度约为 60°C，以破坏衣壳蛋白从而降低传染性[28]；甲型肝炎病毒的灭活温度范围约为 60–70°C[29]；而多种细菌（如大肠杆菌、表皮葡萄球菌、肺炎克雷伯菌、鲍曼不动杆菌）的蛋白质变性范围同样在 60–70°C[32]。许多中温细菌的酶和结构蛋白在此温度范围内开始变性，但完全灭活需要更高的温度和更长的暴露时间。

尽管热灭活非常有效，但在高接触表面上应用仍具有挑战性。为此，我们开发了一种电热（ET）表面，能够快速消灭病原体。该表面集成了一个蜿蜒形状的微加热器，可在几秒钟内将温度升高至 160°C，有效破坏生物过程（如蛋白质结构、细胞完整性和微生物生存能力）。由于其热质量低，即使意外接触也不太可能造成烫伤。据我们所知，这是首次将快速加热集成到主动表面中以实现高接触区域的 disinfection。我们展示了模拟和系统特性分析，并通过体外实验使用了五种微生物（大肠杆菌、耳念珠菌、表皮葡萄球菌、肺炎克雷伯菌和鲍曼不动杆菌）进行验证，评估了该系统在几秒钟内对表面的实际消毒效率。所选病原体包括 Gram-positive 和 Gram-negative 细菌以及真菌，使我们能够初步评估微生物对快速升温的响应差异。

**2. 结果**
**2.1. 抗菌电热表面的设计与制造**
该电热表面在半柔性的、厚度约 510 μm 的玻璃增强环氧树脂（FR4）基材上集成了连续的蜿蜒形微加热器图案，并覆盖了约 30 μm 厚的保护聚合物层（图 1A 和 1C）。微加热器由多条宽度为 680 μm、厚度为 12 μm 的铜线组成，通过转弯点连接形成所需的焦耳加热效果。边缘处的微加热器线条较窄，宽度为 240 μm，以补偿 PCB 边缘的热量损失。微加热器线条之间的间距为 270 μm（图 1B, 1C）。电接触垫位于电热表面背面，并通过铜填充的通孔与微加热器相连，用于将电热表面连接到电源。该表面采用标准印刷电路板（PCB）工艺制造（图 1C）。

**2.2. 电热表面的模拟**
**2.2.1. 优化微加热器间距以实现均匀温度分布**
我们使用 COMSOL Multiphysics 软件优化了微加热器线条间距，以确保电热表面顶部温度均匀分布。我们建立了一个稳态二维电热模型，模拟了带有四个微加热器的电热表面横截面（图 2A）。FR4（厚度 508 μm）和铜（厚度 12 μm）的材料属性来自 COMSOL 材料库（见补充表 T1）。为了简化模型，我们省略了底部的阻焊层。保护层的热属性由 PCB 制造商（Eurocircuits GmbH）提供。微电阻器被建模为电热元件，通过施加适当的电压将其加热至 700°C 和 950°C。模型的初始温度为 200°C。所有外部表面向环境的散热通过自然对流进行（对流热传递系数 h = 10 W/(m2·K)）。

**2.2.2. 快速加热下的瞬态电热分析**
我们使用 COMSOL 开发的瞬态三维电热模型模拟了制造电热表面的快速热响应。当向模型施加 80 W 的电能时，在对流冷却条件下（h = 10 W/m2·K），顶部表面在 1.5 秒内迅速达到 95°C（图 3A）。尽管操作期间的温度梯度极快（40–60°C/s），顶部表面的温度分布仍然均匀，边缘略有升高（15–20%）（图 3B）。这种温度均匀性主要归因于薄保护层的快速热扩散作用以及相邻微加热器线条之间的最小间隙。这种快速热响应证明了该电热表面在需要快速均匀加热的抗菌应用中的实际可行性。

**2.3. 实验验证**
**2.3.1. 不同功率水平下电热表面的热响应和时间常数**
我们通过调整电力（2–8 W）实验分析了电热表面的瞬态热行为，实现了约 48°C 至 105°C 的温度范围。为了确保温度数据的准确性，首先使用加热板对ET表面进行了校准。这种校准建立了电阻与温度之间的线性关系，从而能够确定铜的电阻温度系数（TCR），测量结果为0.00369 °C?1。通过在加热板上测量受控温度下的电阻，我们确认了在操作范围内电阻与温度之间的一致线性相关性。这种校准使我们能够将电阻测量值可靠地转换为精确的温度读数，从而方便监测温度动态。校准完成后，我们记录了ET表面在加热和冷却过程中的电阻变化，测量了达到稳态条件所需的时间（图4 A）。加热和冷却的时间常数（τh和τC）在三种测试条件下都是一致的，平均值分别约为τh = 27.4秒和τC = 32.4秒（图4B）。

2.4. ET表面在热应力下的长期可靠性
ET表面性能的一个关键因素是其长期可靠性，尤其是在实际应用中它会反复经历热应力。为了评估其耐用性，ET表面在高温条件下进行了960分钟（16小时）的热循环测试（图5 A）。在每个2分钟的热循环中，向ET表面施加8伏特的恒定电压，提供大约25.5瓦的功率。这逐渐使ET表面升温，在60秒的激活阶段结束时达到约160°C，之后电压关闭，开始60秒的冷却阶段。

2.5. 在不同激活模式下消除病原体
我们测量了ET表面对大肠杆菌（E. coli）、耳念珠菌（C. auris）、表皮葡萄球菌（S. epidermidis）、肺炎克雷伯菌（K. pneumoniae）和鲍曼不动杆菌（A. baumannii）的体外病原体减少效果。选择这五种微生物是因为它们代表了与医院获得性感染（HAIs）相关的典型病原体组合。在每次实验之前，ET表面用乙醇清洗并干燥灭菌。含有目标病原体的液滴被滴加到ET表面的两个对照位置（C1和C2）和两个激活位置（A1和A2）（图6 A），然后让其干燥。在激活ET表面之前和之后，分别从对照位置和激活位置收集样本。将样本涂布在琼脂板上，培养后通过计算菌落形成单位（CFUs）来进行量化。

表1. ET表面激活模式的描述
激活模式 上升时间（秒）/ 总时长（秒） 总能耗（焦耳） 能量密度（焦耳/平方厘米） 病原体减少率（最小-最大%）
700°C非持续模式（NS-70） 1.4 / 1.4 4.8 23.0% - 95.8%
950°C非持续模式（NS-95） 1.4 / 1.4 10 26.2 2.7% - 99.6%
700°C持续模式（S-70） 1.4 / 10 13 17.9 0.2% - 97.4%
950°C持续模式（S-95） 1.4 / 10 18 81 11.4 95.6% - 100%

3. 讨论
ET表面的开发是对抗高接触表面病原体传播方面的一个重大进展。我们的实验结果表明，ET表面有效地消除了多种病原体，突显了其在临床和日常环境中的潜在用途。在较高温度下实现超过95%的病原体减少率，证明了热灭活作为一种主要消毒方法的有效性。ET表面的一个关键特点是它使用短暂的电脉冲进行操作，这使得微加热器能够在1.5秒内迅速加热到足以灭活病原体的温度。该设计允许局部加热，而不会产生大量热量扩散，确保只有微加热器部分变得足够热以有效消除病原体，同时激活后仍然安全可接触。我们的模拟和实验结果表明，在激活过程中ET表面顶层的温度分布是均匀的，变化小于1°C。这种均匀性对于有效消除病原体至关重要，因为它确保了表面的所有区域都能达到必要的温度来有效灭活病原体。这种精确的温度控制进一步提高了消毒过程的可靠性。

ET表面的能量效率——在这里定义为达到目标消毒温度所需的最小输入能量——是一个关键性能指标。这种效率主要得益于局部加热策略和快速的热响应。通过在大约1.4秒内在其16.5平方厘米的活跃区域内达到目标消毒温度（70°C或95°C），ET表面将热量损失降至最低，无论是通过对基底的传导还是对周围环境的对流。因此，每个激活周期只需要80-102焦耳的能量就能达到所需温度，对应的能量密度为4.8-6.2焦耳/平方厘米，平均加热功率密度约为3.5-4.4瓦/平方厘米。低总能量需求、显著减少的传导和对流损失以及高速局部加热组合，定义了该系统新型的节能操作方式。

此外，ET表面采用标准化的PCB制造技术，使其成为适合大规模生产的低成本解决方案。这种制造方法有助于生产规模的扩大，同时保持设备性能的一致性和可靠性。结合成本效益、能源效率和快速病原体消除能力，ET表面成为提高各种环境（从医疗设施到公共空间）卫生标准的有前景的技术。因此，未来的研究必须评估该技术在这些现实条件下的性能，以确定其实际效用和操作限制。总之，ET表面展示了一种快速表面消毒的新方法。与UV-C照射（需要几分钟的暴露时间并且存在安全隐患）或被动纳米颗粒涂层（需要数小时才能起效）相比（表2），ET表面可以在1.4秒内完成消毒。与大气等离子体相比，它提供了一种更简单且可能更具可扩展性的设计，同时保持了较低的能量密度（5-11 J/cm2）。通过将这种快速性、安全性、可重复使用性和操作简便性相结合，ET技术提供了一种实用且成本效益高的解决方案。它在提高医疗和公共环境中的卫生标准方面具有巨大潜力，有助于减少医院获得性感染（HAIs）并促进公共卫生。

表2. 消毒技术的特点。

| 技术 | 典型响应时间（激活） | 典型能量密度（J/cm2） | 可扩展性 | 安全性 | 可重复使用性 | 参考文献 |
|--------------|--------------|--------------|---------|---------|--------------------------|
| UV-C照射 | 5 – 15分钟 | 0.3 – 1.59（变化较大） | 中等 | 对人类有害 | 高 | [35] |
| 铜基材料和涂层 | 几十分钟到几小时 | 无 | 高 | 高 | 中等（颗粒降解，有机物质屏蔽） | [36], [37] |
| 大气等离子体 | 30秒 | 约1 | 低（难以适应各种表面） | 中等（臭氧副产物） | 中等（电极磨损） | [38] |
| ET表面 | 1.4秒 | 5 – 11 | 高 | 高 | 超过480次热循环仍可使用 | 本研究报告 |

4. 材料与方法

4.1. ET表面设计与数据收集
ET表面是使用Altium CircuitStudio软件设计的，并由Eurocircuits GmbH制造的。为了激活ET表面，使用了Rohde & Schwarz HMP2020电源来设置所需的电压，而Keithley 6500数字万用表则用于测量随时间变化的电阻值。这些仪器通过一个用Python为Windows编写的自定义图形用户界面进行控制（见补充图S3）。

每次激活循环的能量消耗是通过将测量到的功率积分到相应的激活时间上来计算的。然后，通过将这个循环能量除以ET表面的有效面积（16.5 cm2）来确定能量密度（J/cm2）。

4.2. 优化病原体稀释度以便进行准确的CFU计数
五种测试微生物是从雅典国立卡波迪斯特里安大学医学院微生物学系获得的临床分离株。选择这些菌株是为了代表一组与医院获得性感染相关的常见病原体。为了确定适合CFU计数的病原体稀释度，我们首先使用McFarland标准进行了浊度测试。最初，在0.5 McFarland标准浓度（1.5 × 10^8 CFU/mL）下，病原体浓度太高，无法在琼脂板上单独计数菌落（见补充图S2(a)和(d)）。为了解决这个问题，我们进行了系列稀释，并将每种病原体直接接种到培养皿上。原始0.5 McFarland浓度悬液的1:50稀释液（见补充图S2(b)和(e)）仍然导致菌落过于密集，无法准确计数。然而，在1:100稀释液（见补充图S2(c)和(f)）下，观察到了分散且分离良好的菌落。基于这些发现，我们选择了1:100的稀释度，即1.5 × 10^6 CFU/mL，以确保所有病原体的可靠量化。每个含有大约7.5 × 10^3 CFU的5 μL滴液被滴到ET表面上。根据我们的测试，这个浓度在形成明显菌落和足够的样本量之间提供了最佳平衡。

4.3. 病原体分析的样本收集程序
ET表面使用干式杀菌器（CH-360T）在120°C下杀菌40分钟。杀菌后，将5 μL的病原体悬浮液滴液分别滴到ET表面的两个激活点和两个对照点上。然后将ET表面放置在30°C的空气对流烤箱中干燥30分钟。使用盐水洗脱技术从ET表面回收病原体。具体来说，将20 μL的0.9% NaCl溶液滴到ET表面的四个预定义位置（见图6a：C1、C2、A1、A2）。在每个位置，将滴液吸出并重新滴下五次，以最大化病原体的回收率，同时不损坏病原体。选择这种方法是因为其更高的可控性和效率。此外，得到的洗脱液可以直接用于后续的病原体培养，消除了中间转移步骤的需要，从而最小化了潜在的样本损失。在加热之前，从C1和C2位置收集了对照样本。最后，将每个样本的20 μL液滴通过涂布法接种到直径为50 mm的琼脂板上。培养板在37°C下培养48-72小时（使用Heraeus Heracell 240培养箱）以促进菌落生长。

4.4. CFU定量和基于图像的分析
在37°C下培养48-72小时后，通过标准化的数字图像分析协议对琼脂板上的CFU进行计数。使用高分辨率的数码手机相机在40-50厘米的距离下对培养板进行成像。图像使用ImageJ软件（美国国立卫生研究院）进行处理。每张图像被转换为8位灰度图像，并应用一致的全局阈值将离散的菌落从背景琼脂中分离出来。“分析颗粒”功能用于自动计数菌落，同时定义了颗粒大小（面积）和圆形度参数以排除非菌落伪影和融合生长。为了验证图像分析流程，手动对一部分样本进行了计数，确认了自动计数和视觉菌落映射结果的一致性。

4.5. 生物安全声明
所有涉及活病原体的程序都在ISO 9001认证的生物安全等级2（BSL-2）设施中进行。实验工作仅在经过认证的二级生物安全柜内进行，并严格遵循标准生物安全协议。所有微生物培养物和受污染的耗材在作为生物危害废物处理之前都经过了高压灭菌处理。这项研究中没有使用人类参与者或脊椎动物；因此，不需要伦理审查委员会的批准。

作者贡献声明
Athanasios Tsakris：监督、资源提供。
Georgia Vrioni：撰写——原始草稿、验证、方法论、正式分析。
Nikos Chronis：撰写——审查与编辑、可视化、监督、方法论、正式分析、概念化。
Dimitris Barmpakos：撰写——原始草稿、可视化、研究、概念化。
Stavroula Kritikou：撰写——审查与编辑、资源提供、研究。