基于PVDF热释电机制的非接触式呼吸系统研究

郭 涛， 李 森， 侯晓娟， 丑修建

(中北大学 仪器科学与动态测试教育部重点实验室， 山西 太原 030051)

伴随着热释电纳米发电机的迅速发展[1-4]， 能够提供长期便携式和远程人体监测的智能系统受到人类广泛关注. 呼吸信号作为评判人体基础疾病的重要参数之一， 对于建立人机交互信息具有重要意义[5]. 2016年， 哈佛大学化学和化学生物学系学者设计了一种基于纸基的可穿戴式呼吸传感器[6]， 该传感器能够通过检测吸入和呼出空气中吸附在纸上的水分的瞬态差异来测量人的呼吸速率. 2017年， 厦门大学学者制作了一种自驱动式可穿戴呼吸传感器[7]， 其将PVDF薄膜集成在一个N95口罩上， 成功捕获了人体浪费的热能并用来监测人体呼吸. 2018年， 清华大学微电子研究所报道了一种用于呼吸监测的基于多孔石墨烯的可穿戴湿度传感器[8]， 其利用呼气和吸气过程中多空石墨烯电阻的变化来监测呼吸状态. 然而， 上述呼吸传感器监测呼吸过程需长期依附于人体表面， 其不舒适特性限制了这些传感器的大规模应用. 2019年， 波兰P. Janik等制作了一种非接触式无线蓝牙呼吸监测系统[9]， 呼气和吸气过程中传感器电阻会发生变化， 当给定恒定输入电压则外部电路表现为输出电流的改变. 该传感器一定程度上解决了可穿戴传感长期接触式测量不舒适的问题， 为非接触式呼吸传感提供了新的思路.

表 1 中列出了最近的呼吸监测文献研究现状， 主要包括使用材料、 呼吸响应机制、 测试方法、 敏感单元是否自供电/柔性， 是否具备室内实时监测等. 然而， 呼吸监测过程中敏感单元如何排除外部电源限制， 提高呼吸监测舒适性及具备室内远程呼吸实时监测功能等仍有待解决. 相比其他呼吸传感单元所使用的呼吸敏感单元， PVDF为有机环保材料且具备柔性和呼吸自驱动等优势， 为实现非接触式人体呼吸远程监测和医患非接触式诊断等领域提供了潜在的应用前景. 因此， 在实现呼吸采集的同时寻找一种柔性、 舒适、 可远程室内无线传输的呼吸传感系统具有重要的实际应用价值.

表 1 部分呼吸监测研究现状

本文提出一种将热释电材料PVDF与无线蓝牙电路相结合的新方法， 制作一种结构简单、 性能稳定的非接触式呼吸传感系统. 利用人体周期性呼气和吸气过程中浪费的热能， 使PVDF表面周期性加热和冷却， 导致其表面有效电荷密度改变来作为呼吸传感监测工作机理， 以STM32单片机为呼吸信号核心处理单元， 在非接触式呼吸状态下对其性能进行测试.

1 呼吸敏感单元工作原理

基于自驱动式的呼吸敏感单元是利用热释电材料热释电效应实现的. 图 1 阐述了人体呼吸过程中电能产生的过程. 其具有类三明治结构， 上下电极层包裹着中间的热释电敏感功能层. 热释电材料具有极化强度随温度改变而产生电荷释放的现象， 热释电材料PVDF极化后， 薄膜的一侧有氟原子(更容易得电子)， 另一侧有氢原子(更容易失去电子)， 形成垂直于薄膜的偶极子. 这些束缚电荷被空气中附集在晶体表面的自由电子中和， 因此， 外部表现为无电压或电流， 如图1(a)所示.

图 1 自供电呼吸传感工作原理Fig.1 Working principle diagrams of self-powered breathing sensor

呼气过程中， 人体鼻子产生的水蒸气使PVDF表面温度升高， 其内部偶极子偏转角度增大， 内部极化偶极子密度降低， 在短时间内， 自由电子无法及时与束缚电荷相中和， 外部电路会测得电压或电流信号， 如图1(b)所示. 相反， 鼻子吸气过程中， PVDF表面水蒸气随室内冷空气流动迅速蒸发， 其表面温度随之降低， 因此， 外部电路会测得相反的电压或电流信号， 如图1(c)所示. 在周期性的鼻子呼气和吸气过程中， 会产生周期性的交流电. 在随温度变化的时间间隔内， PVDF表面热释电电压[10]为

(1)

式中：S为PVDF的受热面积；P为材料PVDF的热释电系数； ΔT为呼吸过程PVDF敏感单元表面产生的温度差；C为PVDF的等效电容.

对于人体鼻子呼吸引起的PVDF表面温度变化， 其主要原因有两个： 首先， 人体为恒温热源， 与环境大气之间存在天然的温度差； 其次， 鼻子在周期性呼气和吸气过程， 产生的水蒸气在传热和散热过程中扮演重要的角色. 人呼出的气体通常伴随着水蒸气， 因此当水蒸气遇到低温PVDF薄膜时， 它会凝结在薄膜上， 使其表面温度发生周期性冷热交替热流. 一般情况下， 水蒸气产生的热能是根据以下方程计算的[4].

MCTΔT=LmH2O,

(2)

式中：M，CT， ΔT，L和mH2O分别代表热释电器件的重量(g)， 比热容 (1.4 J/(g·K))， 热释电呼吸设备PVDF表面温度变化， 水在25 ℃时的蒸发散热量(2 260 J/g) 和水蒸气质量. 基于方程(2)， 在鼻子呼气过程中， 理想情况下 PVDF表面与环境之间的温差瞬时约为13 K， 所需水蒸气质量为1.610 mg. 显然， 很少的水蒸气就可以驱动PVDF敏感单元， 因此， 水蒸气在实现非接触式人类呼吸测试中扮演着重要角色.

2 系统硬件设计

2.1 电路系统组成

该呼吸测试系统通过PVDF热敏感单元进行人体呼吸热-电信号的转变， 经主控芯片STM32进行数据采集和存储， 并将数据通过无线蓝牙通讯实时发送给Android客户端人机交互系统， 从而实时向测试者展示， 实现了呼吸信号实时远程监测.

该无线采集系统主要由以下部分组成： 信号调理电路、 电源模块、 模数转换单元、 STM32主控单元和无线蓝牙模块， 其原理框图如图 2 所示.

图 2 电路系统组成框图

2.2 信号调理电路设计

由于在周期性的鼻子呼气和吸气过程中， PVDF热敏感单元输出一个周期性的交流电信号， 其中一半为负电压， 不能作为AD转换器的输入信号， 因此采用了同向加法电平抬升电路， 将整个输出电压上升到正电平， 以便AD转换器获取整个信号， 其电路如图 3 所示.

图 3 电压抬升电路Fig.3 Voltage rising circuit

2.3 电源模块及数据采集模块关键节点设计

室内便携式呼吸监测系统对人体进行长期监测， 供电模块对节点硬件电路的性能有重要的影响. 电池长时间放电导致输出电压随之降低， 无法满足系统模块长期稳定工作电压需求. 在设计电源过程中考虑到室内测试系统的便携性及长期供电的稳定性需求， 本节点采用USB转5 V供电， 电源输出电压经稳压芯片AMS1117提供3.3 V 电压给信号调理电路及主控芯片和无线蓝牙模块供电， 其电路如图 4 所示.

图 4 电源供电模块电路Fig.4 Power supply module circuit

为了将采集的人体鼻子呼吸信号通过无线蓝牙发送到智能手机终端， 必须将采集的呼吸电压信号转化为数字信息. 该采集电路以呼吸热敏感单元的输出电压为输入信号， 经主控芯片控制将人体呼吸模拟信号进行A/D转换， 其转换流程如图 5 所示， 最后将采集数据存储在寄存器中并通过蓝牙将采集数据发送到智能手机终端.

图 5 A/D转换流程图Fig.5 A/D conversion flow chart

由于人体温度引起的热信号属于低频信号，通常为0.01～1 Hz， 即监测节点数据采集单元需满足一定的采样频率， 以便顺利无失真地采集到所需呼吸信号. 设置时钟为12 MHz， 采样时间为239.5个时钟周期， 通过计算采样时间为0.2 ms， 采样频率为5 kHz. 根据采样定理， 实际应用中要保证采样频率为信号最高频率的5～10倍， 即采样频率高于10 Hz， 其采样模块符合设计要求.

2.4 无线蓝牙传输模块

为了使监测的人体生理信号实时远程便携式查看. 传统的有线电缆显然已经无法满足需求， 因此， 我们选用成熟的无线蓝牙通讯技术， 其传输距离在10 m左右， 满足大多数房间内的信号传输. 为了方便设计， 本系统选用英国剑桥推出的HC-05， 该芯片是主从一体的蓝牙串口模块， 即当蓝牙与蓝牙设备建立连接后两个设备共用同一通道， 一个设备发送数据到通道中， 另一个设备便可以接收通道中的数据. 该系列蓝牙模块支持AT指令， 可以设置自己的蓝牙名称从而方便使用. 如图 6 所示为单片机电路与蓝牙模块连接电路， 当单片机给蓝牙传递数据时， 其写端引脚的TXD与读取端蓝牙RXD相连， 将人体呼吸数字化信号通过蓝牙模块实时发送给手机终端.

图 6 无线蓝牙传输电路Fig.6 Wireless Bluetooth transmission circuit

3 人体呼吸测试结果分析

3.1 热释电呼吸系统非接触式测试

本文提出的非接触式呼吸测量方法， 其测试装置如图 7 所示， 避免了传统呼吸测试中长期接触式系统的不舒适感.

图 8 显示了测试前安卓手机界面的初始状态， 其中水平坐标表示信号采集的时间(18 s)， 垂直坐标上的网格数(mV)表示测试信号的大小. 手机初始界面为一条直线， 表明没有呼吸信号输入.

图 7 非接触式呼吸测试示意图Fig.7 Schematic of non-contact breathing test

图 8 手机初始界面Fig.8 Initial interface of mobile phone

生活中人体呼吸产生的浪费热通过换能器件(PVDF)转换后， 可以用来实现自供电呼吸测试， 进一步通过无线传输将人体生理信号传输到智能手机终端， 实现智慧医疗. 本文使用非接触式呼吸测试系统测试了两种不同呼吸状态， 包括正常呼吸和慢跑后呼吸， 以演示该装置的呼吸监测功能. 图 9 展示了人体鼻子呼吸电性能输出信号， 手机界面18 s波形结果显示， 人体呼吸次数为4次， 进而表明人体每分钟呼吸约14次， 一个健康的人体每分钟呼吸12～23次[11]， 符合健康人体呼吸频率.

图 9 正常呼吸测试Fig.0 Normal breathing test

在相同条件下， 慢跑一段时间后， 随之测试了跑步后呼吸频率信息， 测试结果实时显示于手机界面， 如图 10 所示. 由图可知， 手机界面18 s波形次数为5次， 进而说明测试者慢跑后每分钟呼吸频率大约17次， 符合健康人体呼吸频率. 虽然与文献[7]接触式呼吸测试相比输出电压明显降低， 但是通过输出电压信号仍成功记录并反映出鼻子呼吸频率的信息. 同时， 该测试系统准确记录测试者正常呼吸和慢跑后呼吸频率的微小差别， 表明该非接触式测试系统仍具有优异的灵敏度.

图 10 慢跑呼吸测试Fig.10 Breathing test after jogging

图 9 和图 10 中一个周期电压信号分正负两部分, 分别代表呼气和吸气过程. 当呼气时, 产生的水蒸气使PVDF薄膜表面温度迅速升高, 经外部电路测试得到正的输出电压. 当吸气时， PVDF表面水蒸气随室内空气流动缓慢蒸发使其冷却， 外部电路测得负的电压信号. 实验结果表明， 信号调理电路成功实现了负电压的正向抬升， 该呼吸系统可以完整采集鼻子呼气和吸气过程信息， 且输出电压信号可直接反映人体呼吸频率.

3.2 呼吸系统室内无线传输测试

为了测试呼吸系统在室内的实际应用效果， 在湿度为293 K的实验室内进行呼吸测试， 相距10 m范围的手机放大图清晰地记录了人体呼吸信号， 结果如图 11 所示. 因此， 该呼吸测试系统非常适合于医院或个性化家庭健康设备的远距离室内实时监测， 通过远距离非接触式方式成功采集输出的热释电电压信号在一定程度上可用来反映人体生理信息的呼吸频率状态.

4 结 论

本文使用了低成本环保材料PVDF与无线蓝牙电路相结合的新方法， 成功制作了一种非接触式呼吸传感系统. 其具备结构简单、 性能稳定、 便携性、 非接触式和远程实时监测等优势. 经测试， 设计的信号调理电路成功实现了负电压正向抬升作用. 无线智能呼吸系统成功记录呼气过程和吸气过程完整波形并实现了人体不同呼吸状态下(正常呼吸14次/min和慢跑后呼吸17次/min)呼吸信号的监测. 最后将其应用于室内呼吸监测， 实现了10 m范围内呼吸实时监测， 说明该非接触式智能呼吸系统在便携式监测、 远程医患信息交互和智慧医疗等领域具有潜在的应用价值.