可穿戴生理信息監測的自供電系統研究*

李 敏，李 玲，張加宏*，高 翔，劉清惓，王 立

(1.南京信息工程大學，江蘇省大氣環境與裝備技術協同創新中心，江蘇 南京 210044；2.南京信息工程大學電子與信息工程學院，江蘇 南京 210044)

在傳統的醫院醫療設備中，人們結合計算機圖像處理技術以及紅外采集技術等諸多技術手段實現對心血管疾病的臨床診斷[1]，但此種設備往往體積龐大，無法實現日常監測人體生理信息的需要，且需要專業的醫護人員進行操作和評估。在這一矛盾之下，催生了更加舒適又廉價的可穿戴生理信息監測系統。當今，可充電電池是可穿戴系統的主流供電器件，然而其報廢處理成本高、使用壽命有限且易對環境造成污染[2]，可以推斷可充電電池并不能作為未來可穿戴系統供電源的最佳選擇。針對可穿戴生理信息監測系統的供電問題，綠色能源也可以發揮其優勢作用。例如人體在運動時會釋放多種生物力學能量，并且這種能量是可再生、可持續性的[3-4]，通過某種能量俘獲設備來收集這些能量給可穿戴設備供電，有望作為電池供電的理想替代方案。

過去的幾十年里，科學家們已經研究了多種將生物與環境能量轉換成電能的機制，比如利用電磁感應開發環境中振動能量[5-6]或人體運動能[7]，利用摩擦起電與靜電感應相耦合的原理開發波浪能、風能、振動能等能量[8-10]，利用壓電效應開發振動能與人體運動機械能[11-12]等。2010 年Wang 等[13]研制了一種能夠將流體產生的能量轉化成電能的電磁能量采集裝置。2013 年，佐治亞理工學院的Zhu 等[14]使用PDMS 薄膜和表面涂覆了金納米顆粒的金薄膜作為摩擦材料，制造了一種分層結構的摩擦發電裝置，可用于收集風能、足底機械能以及波浪能等能量。2017年，西安電子科技大學的樊康旗等[15]設計了一種置于鞋底的壓電能量收集器，用于捕獲人體運動時沿脛骨和腳面兩個方向的足底機械能。以上能量采集器單獨應用于生理信息監測系統時都會存在一些實用性上的問題:①摩擦電能量收集裝置輸出的電流極低，能量難以收集；②電磁能量收集裝置一般為剛性結構，難以與日常穿戴用品集成；③采集方式單一，能量供給的持續性受到較大約束。

針對以上問題，本文設計了一種可與鞋體集成的壓電-光電復合能量收集裝置，用以收集人體運動時的足底機械能與室內光能，并著重研究了其為可穿戴生理信息監測系統間斷供電的可行性。具體地，結合人體足部生理結構與運動時足底受力分布特點，設計了三種足底壓電采集裝置，壓電材料選擇鋯鈦酸鉛系壓電陶瓷(PZT-5H)，由步行時足底運動驅動壓電采集器實現能量轉換，光電采集器采用柔性非晶硅太陽能電池薄膜陣列，粘貼于鞋面。同時，本文設計了能量存儲管理控制電路，將收集到的能量存入超級電容，為生理信息監測系統定時、按需供電。

1 理論模型

1.1 光電能量收集器光電轉換模型

光電能量收集器將環境光能轉換為電能，利用半導體的光生伏特效應實現光電能量轉換，其核心為PN 結，光照產生的非平衡載流子在PN 結內建電場作用下，電子和空穴分別向N 區和P 區漂移形成非平衡載流子的積累，從而在PN 結兩端產生正偏電壓。室內光照條件下，非晶硅弱光型太陽能電池在轉換效率上具有優勢，可兼顧室內與室外環境，柔性的非晶硅薄膜太陽能電池則有利于可穿戴系統中人體工學設計需要。圖1 所示為光電池的一種光電轉換等效電路模型，由光生電流源Iph、漏電流二極管D、等效并聯損耗電阻Rsh和等效串聯損耗電阻Rs串并聯構成，RL為負載電阻，流過二極管D 的漏電流ID和二極管兩端電壓VD的關系可表示為[16]:

圖1 光電池光電轉換等效電路

式中:I0為二極管反向飽和電流，VT為溫度電壓當量，n是考慮到耗盡層仍存在一些復合因素的非理想情況下的二極管因子，取值在1～2 之間。利用電流疊加原理，可得出光電池的負載輸出特性關系為:

式中:I和U分別表示光電池的輸出電流和輸出電壓。

1.2 壓電能量收集器機電轉換模型

壓電能量收集器將人體運動能轉換為電能，利用壓電材料的正壓電效應實現機電能量轉換。足底運動能屬于超高壓力型能量源，剛性結構制備的宏觀壓電能量收集器在低頻、高壓力型的體外斷續式運動能收集中具有優勢，在實現mW 級平均回收功率的同時，足底安裝方式也能有效克服剛性結構對人體舒適性的影響。PZT 壓電陶瓷通過改變Zr/Ti比或引入微量雜質等方式對材料加以改性，以滿足多樣化的性能需求。PZT-5H 壓電陶瓷采用軟性摻雜，利用高價正離子取代低價正離子增大材料的機電耦合系數和壓電/介電常數，適合于制作高輸出型的壓電能量收集器。

工作于彎曲模式的壓電雙晶片結構具有結構簡單、邊界條件多樣和諧振頻率較低的特點，非常適用于在足底受力環境中將外部壓力產生的形變能轉換為電能。每個壓電雙晶振子的兩個壓電陶瓷晶體片粘合在富有彈性的基板兩側構成電能輸出負極，上層壓電陶瓷晶體片的表面與下層壓電陶瓷晶體片的表面相連構成電能輸出的正極[17]。壓電雙晶片由兩個d31模式振動的壓電材料在厚度方向粘接而成，雙晶片在電學上可串聯或并聯連接，設計中選用了并聯型壓電雙晶片以提高輸出電流能力。

并聯型雙晶片壓電梁結構如圖2 所示，頂層和底層為壓電極板，芯層為金屬板，結構上下對稱，長度和寬度分別為l、b，壓電層厚度為hp，壓電陶瓷中間層到中性軸的距離為hpc，壓電極板均沿著厚度方向極化，極化方向相同，瞬態電場方向相反。結構的兩端簡支，中性軸位于芯層金屬板橫截面的中部，相應的壓電機電轉換等效電路模型如圖3 所示，圖中電容Cp表示上下兩個壓電極板的壓電層內部電容，電流源ibp(t)表示上下兩個壓電極板的輸出電流，負載電阻RL兩端的電壓為vbp(t)。通常壓電片的泄漏電阻遠大于負載電阻，因此模型中已將壓電片的泄漏電阻忽略。在第一類邊界條件下，選擇電場強度E和應力T為自變量，電位移D和應變S為因變量，相應壓電方程稱為第一類壓電方程[18]。

圖2 并聯型雙晶片壓電梁結構示意圖

如圖3 所示，根據基爾霍夫電流定律，建立機械耦合電路方程:

式中:Cp表示壓電層內部電容，vbp(t)表示負載電阻RL兩端的電壓。

根據給出的壓電梁的壓電本征關系，結合歐拉-伯努利梁理論對壓電層的電位移進行面積積分得到壓電雙晶片產生的總電荷q(t)[19]:

式中:b表示壓電片寬度，hp表示壓電層厚度、hpc表示壓電陶瓷中間層到中性軸的距離、表示電場為常數時的彈性柔順常數、w(x，t)表示梁的撓度、表示應力介電常數。

壓電層內部電容Cp:

式中:l表示壓電片長度。

壓電輸出電流ibp(t)的理論計算公式為:

式中:(t)表示r階模態響應函數，表示模態耦合項。

2 系統設計

2.1 系統整體設計

圖4 所示復合能量自供電生理信息監測系統由復合能量收集鞋、系統集成電路板和敏感單元三個主要部分構成。復合能量收集鞋負責收集能量供整個系統工作，安裝有壓電能量收集器(足底三種壓電能量收集結構)、光電能量收集器(鞋面的柔性太陽能電池板)和接口電路板，收集器經接口電路板將收集到的能量有線傳送給系統集成電路板進行存儲管理。系統集成電路板負責能量的存儲管理、敏感信號檢測處理以及無線通信等，由能量存儲管理控制電路(含有超級電容)、敏感信號檢測電路和無線通信等電路構成，安裝于對人體運動影響較小的部位，例如胸前、腹部、后背、大腿外側等。敏感單元包括心電與呼吸信號敏感單元、運動參數敏感單元以及超寬帶定位單元。其中，心電與呼吸信號敏感單元由與人體直接接觸的Ag/AgCl 電極構成。如圖4 中接線連接圖所示，以單導聯雙電極方式連接至系統集成PCB 電路板，此方式需要三根導聯線，分別接LA、RA、RL 電極。LA、RA 電極連接人體左小腿及右小腿，RL 電極連接右前臂，用于與內部電路形成負反饋以消除工頻噪聲干擾。而需要供電的心電與呼吸敏感信號檢測電路、運動參數敏感單元以及超寬帶定位單元則直接集成在系統PCB 電路板中，敏感單元檢測信號經板載MCU 計算處理后由藍牙無線傳送給手機上位機。如圖4 所示，本文選擇超級電容作為電能存儲與放電器件，整個系統集成PCB 電路板上需要供電的模塊均由PCB 板上的超級電容供能，能量損耗小。

圖4 自供電生理信息監測系統示意圖

2.2 微能量采集裝置

壓電-光電復合能量收集鞋結構如圖5(a)所示，粘貼于鞋面、串聯方式連接的柔性非晶硅太陽能電池薄膜陣列用于采集室內光能，實物如圖5(b)所示，每片太陽能電池長約11 cm，寬約1.5 cm，兩只鞋面均使用三片柔性太陽能電池薄膜串聯構成陣列；內嵌于鞋底、電學上獨立連接的多種形狀壓電片用于采集足底的機械能，壓電收集裝置的實物圖如圖5(c)所示，多片圓形和方形壓電片構成三種類型的壓電收集裝置:六邊形壓電能量收集器、雙層壓電圓片陣列和拱形壓電能量收集器。

圖5 復合能量收集鞋

六邊型壓電能量收集器結構示意如圖6(a)所示，此結構主要由6 片圓形雙晶陶瓷壓電片、多個彈簧、帶有凹槽的硬質多孔聚氨酯以及彈性框架構成，框架在加壓釋壓過程中具有很強的形狀回復性。帶有凹槽的硬質多孔聚氨酯按照圖6(a)所示的位置粘接在框架內，每片圓形壓電片以圓心對稱的邊緣兩支點被嵌入凹槽內固定?？蚣軆壬蠈? 片壓電片均通過彈簧與下層3 片壓電片相連，當框架受到向下的壓力時，彈簧被壓縮，彈簧的張力使得6 片壓電片產生形變。當外力消失，框架、彈簧以及壓電片恢復原狀。

圖6 不同壓電能量收集器結構示意圖

雙層壓電圓片陣列結構示意如圖6(b)所示，此結構主要由圓形雙晶陶瓷壓電片、塔狀彈簧(以下簡稱為塔簧)、尼龍圓柱以及上下兩層基板構成，塔簧大徑端粘接上基板以增強結構的穩定性，小徑端粘接壓電片。兩片壓電片由3 個尼龍圓柱支點支撐，經反復測試后，與下基板粘接的尼龍圓柱直徑確定為4 mm，兩層壓電片之間的粘接的圓柱直徑確定為2.5 mm，此時雙層壓電圓片陣列結構具有較強的穩定性，同時壓電片具有更大的形變以及電壓輸出。當塔簧受到外力壓縮，彈簧張力與圓柱支點的反作用力使得兩片壓電片分別從相反的方向受力形變。當外力消失，塔簧和壓電片也恢復原狀態。

拱形壓電能量收集器結構示意如圖6(c)所示，雙晶壓電片的正反兩面銀層電極與銅片基板采用并聯連接方式。每個壓電片四角都對稱性打孔，然后由尼龍螺栓和螺帽等距分隔固定，兩層壓電片之間的距離可以由螺帽和螺栓調節。使用PVC 薄膜包裹壓電片上的壓電陶瓷以加強壓電片的韌性，經實驗測量，被PVC 薄膜包裹后的壓電片的可形變范圍也得到了一定程度的增加。與足部直接接觸的壓電片粘接尼龍圓柱，將垂直激勵傳遞到下面的壓電片使其形變，底層壓電片粘接4 只可壓平的塔簧，塔簧不僅可以緩沖壓電片的形變速度，同時對外部激勵消失后壓電片的反向形變起到彈性放大的作用。

2.3 能量存儲管理控制電路

能量存儲與管理控制電路是微能量收集系統的核心部分。為了實現定時、按需供電這一目的，本文采用有源能量收集模式，能量存儲電路原理如圖7所示。壓電能量收集器的壓電輸出是交流電，因此在壓電信號進入能量存儲電路之前，壓電能量收集器中的每一片壓電片需通過由18 個全波整流電路組成的能量輸入接口電路，分別整流后與流經二極管輸入的光電直流信號并聯，輸入的能量首先存儲到小電容C1中，利用PMOS 管Q1的傳輸特性實現電能動態優先分配的功能。

圖7 能量存儲電路原理圖

在滿足能量管理控制電路工作所需的前提下，多余電能再按序存入0.1 F 超級電容C2、1F 超級電容C3與7F 超級電容C4中，通過電阻R1和R2可調節電容C1的穩定電壓，即能量管理控制電路的工作電壓。超級電容C2用作能量管理控制電路的后備電池，沒有能量源輸入時通過PMOS 管Q1的寄生二極管向電容C1充電，確保能量管理控制電路在沒有輸入時仍能工作較高時長。超級電容C3與超級電容C4用于給后續系統供電，一大一小的配置，既保證初次充電時能以較快的速度讓儲能電容達到對外供電的閾值電壓，又保證了系統有較大儲能，在沒有能量源輸入時仍可維持較長時間的供電能力。超級電容C1、C3和C4之間的優先充電功能利用雙PMOS 管芯片U1 實現。

由于可收集的能量理論上無法滿足硬件電路不間斷工作所需，且能量源的供給會隨著人體活動狀態隨機中斷，因此合理調配極其有限的儲能，實現電能的高效利用，是能量管理控制電路設計中必須考慮的，將能量管理控制電路設計成定時、按需輸出可有效解決這一問題。能量管理控制電路的原理如圖8 所示，定時器芯片U2 每20 min 打開PMOS 管Q2一次，使得DC-DC 芯片U4 構成的穩壓電路能夠獲得超級電容的電能輸入，如果此時超級電容電能充足，施密特觸發器U3 同時也會給出高電平使能DC-DC 穩壓電路，DC-DC 輸出穩定電壓使后級生理信息監測電路進入上電工作狀態，定時控制信號DRV 的保持時間被設計成足夠生理信息監測電路工作一次所需，但冗余時間會造成能量的額外釋放，生理信息監測電路工作完成后給出的DONE 反饋信號可立即切斷DC-DC 電路的電能輸入，從而實現儲能的按需輸出。

圖8 能量管理控制電路原理圖

2.4 生理信息監測系統

如圖9 所示，生理信息監測系統包含MCU 主控單元STM32L1、心電與呼吸信號采集單元(含ADS1292R 芯片)、運動參數測量單元LIS3DH 三軸加速度計、超寬帶定位單元DW1000 與無線通信單元藍牙JDY-19。除心電與呼吸信號采集單元的敏感電極需要粘貼到人體腿部和手臂外，這幾個需要供電的單元均集成在一塊系統PCB 板上由超級電容供電。

圖9 生理信息監測系統

生理信息監測系統由MCU 控制DW1000 超寬帶定位單元、心電與呼吸信號采集單元和運動參數監測單元依次上電采集數據，各單元采集完數據立即對其斷電以節省電能。全部數據采集完成后，MCU 通過相應算法對數據進行處理[20]，處理完成后，結果通過藍牙無線發送到手機上位機實現生理信息的存儲、統計、顯示等，全部工作完成后給出反饋信號斷開DC-DC 穩壓電路的能量供給。生理信息監測系統軟件部分的工作流程如圖10 所示。

圖10 生理信息監測系統工作流程圖

3 實驗測試結果及分析

3.1 能量收集器輸出功率測試

正常使用情況下，三種壓電裝置中的壓電片均采用獨立方式接入能量收集電路，分別整流后并接在一起。壓電能量收集測試實驗則按照前文所述三種構型壓電裝置的分類對壓電片分組進行獨立測試。圖11(a)所示是三種結構分別接入能量收集電路后，普通成年人以1.2 m/s 的勻速步行狀態為壓電裝置提供激勵，超級電容電壓隨時間上升的變化曲線，圖11(b)所示是換算得到的壓電裝置輸出功率，從圖中可以發現，拱形結構具有最大的電能輸出，30 min 內的平均輸出功率為86 μW，雙層壓電圓片陣列其次，平均輸出功率為59 μW，六邊形結構與雙層壓電圓片陣列輸出效果相近，平均輸出功率為54 μW。

圖11 超級電容電壓上升情況與輸出功率

圖12 所示為室內環境中光電能量收集測試實驗結果圖。從早上7 點到晚上7 點，每個整點時刻將光電能量收集器接入能量收集電路進行充電，每次充電20 min，20 min 之后測量超級電容中的電壓值上升情況，測量結束將超級電容完全放電。圖12(a)所示為不同時刻20 min 內1 F 超級電容電壓上升情況。從圖中可以看出，光電能量收集器有較強的弱光性，盡管是在室內光照情況下，也有較強的輸出性能。在一天的不同時刻，超級電容電壓上升情況浮動變化并不明顯，在1.296 V 至1.42 V 之間波動，其中在中午11 點至13 點時間段內，超級電容內的電壓上升最快，由于室外光照在此時間段最強，間接影響到室內光強；而在其他時刻，室外光較弱，對室內光強的影響亦相對較低，在下午5 點至7 點最為明顯。光電能量收集器的輸出功率與超級電容電壓增加量之間的換算關系為:

圖12 光電能量收集器充電情況

式中:P為功率，C表示超級電容的容值1 F，U為超級電容上升的電壓，T為充電時間20 min。將式(8)計算得到的輸出功率繪制成圖12(b)所示曲線，相應地可以觀察到在中午11 點至13 點時間段內，光電能量收集器輸出功率最高，最高為640 μW，在下午5 點至7 點時間段內，太陽能電池板輸出功率較低，最低為520 μW。在早上7 點到晚上7 點時間段內的平均輸出功率為590 μW。

壓電-光電復合能量收集測試實驗的測試條件如下:在室內環境中，將兩只復合能量收集鞋接入能量收集電路中，每只鞋體包含兩只拱形結構壓電能量收集器、一只六邊形結構壓電能量收集器、一只雙層壓電圓片結構能量收集器以及鞋面上的光電能量收集器，測試場景如圖13(a)所示。測試前將超級電容完全放電，普通成年人以1.2 m/s 的勻速步行狀態為壓電裝置提供激勵，20 min 后測量1F 超級電容的電壓值，重復測試6 次，得到圖13(b)所示的每次測試中超級電容上升的電壓值以及相對應的輸出功率，由圖可以看出復合能量收集鞋給能量存儲管理控制電路中的超級電容充電20 min，其輸出功率能夠穩定在1.124 mW 以上，即產電1.349 J，由前文實際功耗測試可知，系統工作一次所需的電量約為1.04 J，因此復合能量收集鞋的輸出功率能夠滿足系統20 min 工作一次的電量消耗。

圖13 復合能量輸出功率

3.2 系統整體運行測試與功耗分析

進行系統整體運行測試時，需穿戴好復合能量收集鞋、系統電路板、心率與呼吸率測量電極，并手持上位機接收顯示藍牙發出的信息，測試場景如圖14 所示。測試前，首先將超級電容完全放電，然后在晴朗白天的室內活動20 min，通過復合能量收集鞋給系統電路板上的超級電容充電，20 min 后到達指定的測試區域。圖14(a)所示是跑步狀態的測試場景，圖14(b)是手持上位機的局部放大圖。由圖14(a)可以發現，系統電路板的電源燈亮起，說明DC-DC 芯片有電壓輸出。從圖14(b)中上位機顯示頁面可知，系統正常工作且上位機能收到信息。

圖14 系統整體運行測試

圖15 所示是各測量單元在不同的情況下持續運行9.85 s(理論功耗分析中一個工作周期所需時間)的功耗測試結果。其中，DW1000 單元與藍牙單元在持續運行過程中均只收發一次數據。在生理信息監測系統中，MCU 主控單元采用STM32L151 系列超低功耗單片機，心電與呼吸信號采集單元中采用ADS1292R 前端采集芯片，運動參數測量單元中采用LIS3DH 超低功耗加速度計傳感器，超寬帶定位單元采用DW1000 定位芯片，無線通信單元則是采用低功耗藍牙模塊JDY-19。從測試結果中可以發現，在近距離通信定位時，MCU 搭載DW1000 的工作電流低于理論值，MCU 搭載LIS3DH 以及JDY-19 運行時的電流會略高于理論值，MCU 搭載ADS1292R 運行時的電流與理論值相近。當MCU搭載所有單元同時運行9.85 s，功耗高達1.63 J，然而經優化工作流程后，在分時工作情況下整體功耗降至1.04 J。

圖15 不同傳感器工作時的功耗

系統整體運行測試與能量收支單元測試均驗證了所設計系統能夠在間斷式工作條件下實現供電自給。系統在能量的管理控制方面主要有兩個特點:一是按需、定時供電以減少閑時能量消耗的設計思想在以往研究中未受重視，目前尚未見到有關報道；二是能量管理控制電路由基本功能的芯片與分立元件構成，相較于前人研究中多采用的以ADI 公司LTC3588 系列能量管理芯片為核心構成的能量收集解決方案[21-22]，元器件具備了更好的可替代性，不會遭受芯片的“卡脖子”問題。

本文與其他文獻中壓電能量收集器的參數對比如表1 所示，不難發現俘獲能量的平均功率[23]處于同一量級，例如，本文復合能量收集裝置俘獲功率為1.124 mW，其中壓電能量收集裝置平均輸出功率大于540 μW，這與文獻[24]中相同數量的拱形壓電裝置的輸出功率554 μW 基本相同。而各文獻俘獲能量的平均輸出功率數值存在一定差異的主要原因在于:①各自實驗條件不同，采用的壓電片材料、形狀、尺寸、結構和數量存在差異。②從表1 中數據可知，系統有無阻抗匹配對俘獲的輸出功率有較大影響[24]。后續工作中我們將優化系統阻抗匹配部分以俘獲更大輸出功率，進一步縮短系統工作間斷的時間。

表1 本文與其他文獻中壓電能量收集器的參數對比

4 結論

本文提出了一種基于壓電-光電復合能量收集的、應用于可穿戴生理信息監測的自供電系統，測試結果表明:光電能量收集裝置在室內從早上7 點至晚上7 點的平均輸出功率達到590 μW，壓電能量收集裝置在步行驅動下的平均輸出功率達到540 μW，復合能量輸出功率能夠穩定在1.124 mW 以上，20 min可產生電能1.349 J。對系統各單元進行數據采集測試以及功耗測試，得出系統一輪工作的功耗為1.04 J，從能量收支平衡的角度驗證了間斷式自供電的可行性。