可穿戴生理信息监测的自供电系统研究*

李 敏，李 玲，张加宏*，高 翔，刘清惓，王 立

(1.南京信息工程大学，江苏省大气环境与装备技术协同创新中心，江苏 南京 210044；2.南京信息工程大学电子与信息工程学院，江苏 南京 210044)

在传统的医院医疗设备中，人们结合计算机图像处理技术以及红外采集技术等诸多技术手段实现对心血管疾病的临床诊断[1]，但此种设备往往体积庞大，无法实现日常监测人体生理信息的需要，且需要专业的医护人员进行操作和评估。在这一矛盾之下，催生了更加舒适又廉价的可穿戴生理信息监测系统。当今，可充电电池是可穿戴系统的主流供电器件，然而其报废处理成本高、使用寿命有限且易对环境造成污染[2]，可以推断可充电电池并不能作为未来可穿戴系统供电源的最佳选择。针对可穿戴生理信息监测系统的供电问题，绿色能源也可以发挥其优势作用。例如人体在运动时会释放多种生物力学能量，并且这种能量是可再生、可持续性的[3-4]，通过某种能量俘获设备来收集这些能量给可穿戴设备供电，有望作为电池供电的理想替代方案。

过去的几十年里，科学家们已经研究了多种将生物与环境能量转换成电能的机制，比如利用电磁感应开发环境中振动能量[5-6]或人体运动能[7]，利用摩擦起电与静电感应相耦合的原理开发波浪能、风能、振动能等能量[8-10]，利用压电效应开发振动能与人体运动机械能[11-12]等。2010 年Wang 等[13]研制了一种能够将流体产生的能量转化成电能的电磁能量采集装置。2013 年，佐治亚理工学院的Zhu 等[14]使用PDMS 薄膜和表面涂覆了金纳米颗粒的金薄膜作为摩擦材料，制造了一种分层结构的摩擦发电装置，可用于收集风能、足底机械能以及波浪能等能量。2017年，西安电子科技大学的樊康旗等[15]设计了一种置于鞋底的压电能量收集器，用于捕获人体运动时沿胫骨和脚面两个方向的足底机械能。以上能量采集器单独应用于生理信息监测系统时都会存在一些实用性上的问题:①摩擦电能量收集装置输出的电流极低，能量难以收集；②电磁能量收集装置一般为刚性结构，难以与日常穿戴用品集成；③采集方式单一，能量供给的持续性受到较大约束。

针对以上问题，本文设计了一种可与鞋体集成的压电-光电复合能量收集装置，用以收集人体运动时的足底机械能与室内光能，并着重研究了其为可穿戴生理信息监测系统间断供电的可行性。具体地，结合人体足部生理结构与运动时足底受力分布特点，设计了三种足底压电采集装置，压电材料选择锆钛酸铅系压电陶瓷(PZT-5H)，由步行时足底运动驱动压电采集器实现能量转换，光电采集器采用柔性非晶硅太阳能电池薄膜阵列，粘贴于鞋面。同时，本文设计了能量存储管理控制电路，将收集到的能量存入超级电容，为生理信息监测系统定时、按需供电。

1 理论模型

1.1 光电能量收集器光电转换模型

光电能量收集器将环境光能转换为电能，利用半导体的光生伏特效应实现光电能量转换，其核心为PN 结，光照产生的非平衡载流子在PN 结内建电场作用下，电子和空穴分别向N 区和P 区漂移形成非平衡载流子的积累，从而在PN 结两端产生正偏电压。室内光照条件下，非晶硅弱光型太阳能电池在转换效率上具有优势，可兼顾室内与室外环境，柔性的非晶硅薄膜太阳能电池则有利于可穿戴系统中人体工学设计需要。图1 所示为光电池的一种光电转换等效电路模型，由光生电流源Iph、漏电流二极管D、等效并联损耗电阻Rsh和等效串联损耗电阻Rs串并联构成，RL为负载电阻，流过二极管D 的漏电流ID和二极管两端电压VD的关系可表示为[16]:

图1 光电池光电转换等效电路

式中:I0为二极管反向饱和电流，VT为温度电压当量，n是考虑到耗尽层仍存在一些复合因素的非理想情况下的二极管因子，取值在1～2 之间。利用电流叠加原理，可得出光电池的负载输出特性关系为:

式中:I和U分别表示光电池的输出电流和输出电压。

1.2 压电能量收集器机电转换模型

压电能量收集器将人体运动能转换为电能，利用压电材料的正压电效应实现机电能量转换。足底运动能属于超高压力型能量源，刚性结构制备的宏观压电能量收集器在低频、高压力型的体外断续式运动能收集中具有优势，在实现mW 级平均回收功率的同时，足底安装方式也能有效克服刚性结构对人体舒适性的影响。PZT 压电陶瓷通过改变Zr/Ti比或引入微量杂质等方式对材料加以改性，以满足多样化的性能需求。PZT-5H 压电陶瓷采用软性掺杂，利用高价正离子取代低价正离子增大材料的机电耦合系数和压电/介电常数，适合于制作高输出型的压电能量收集器。

工作于弯曲模式的压电双晶片结构具有结构简单、边界条件多样和谐振频率较低的特点，非常适用于在足底受力环境中将外部压力产生的形变能转换为电能。每个压电双晶振子的两个压电陶瓷晶体片粘合在富有弹性的基板两侧构成电能输出负极，上层压电陶瓷晶体片的表面与下层压电陶瓷晶体片的表面相连构成电能输出的正极[17]。压电双晶片由两个d31模式振动的压电材料在厚度方向粘接而成，双晶片在电学上可串联或并联连接，设计中选用了并联型压电双晶片以提高输出电流能力。

并联型双晶片压电梁结构如图2 所示，顶层和底层为压电极板，芯层为金属板，结构上下对称，长度和宽度分别为l、b，压电层厚度为hp，压电陶瓷中间层到中性轴的距离为hpc，压电极板均沿着厚度方向极化，极化方向相同，瞬态电场方向相反。结构的两端简支，中性轴位于芯层金属板横截面的中部，相应的压电机电转换等效电路模型如图3 所示，图中电容Cp表示上下两个压电极板的压电层内部电容，电流源ibp(t)表示上下两个压电极板的输出电流，负载电阻RL两端的电压为vbp(t)。通常压电片的泄漏电阻远大于负载电阻，因此模型中已将压电片的泄漏电阻忽略。在第一类边界条件下，选择电场强度E和应力T为自变量，电位移D和应变S为因变量，相应压电方程称为第一类压电方程[18]。

图2 并联型双晶片压电梁结构示意图

如图3 所示，根据基尔霍夫电流定律，建立机械耦合电路方程:

式中:Cp表示压电层内部电容，vbp(t)表示负载电阻RL两端的电压。

根据给出的压电梁的压电本征关系，结合欧拉-伯努利梁理论对压电层的电位移进行面积积分得到压电双晶片产生的总电荷q(t)[19]:

式中:b表示压电片宽度，hp表示压电层厚度、hpc表示压电陶瓷中间层到中性轴的距离、表示电场为常数时的弹性柔顺常数、w(x，t)表示梁的挠度、表示应力介电常数。

压电层内部电容Cp:

式中:l表示压电片长度。

压电输出电流ibp(t)的理论计算公式为:

式中:(t)表示r阶模态响应函数，表示模态耦合项。

2 系统设计

2.1 系统整体设计

图4 所示复合能量自供电生理信息监测系统由复合能量收集鞋、系统集成电路板和敏感单元三个主要部分构成。复合能量收集鞋负责收集能量供整个系统工作，安装有压电能量收集器(足底三种压电能量收集结构)、光电能量收集器(鞋面的柔性太阳能电池板)和接口电路板，收集器经接口电路板将收集到的能量有线传送给系统集成电路板进行存储管理。系统集成电路板负责能量的存储管理、敏感信号检测处理以及无线通信等，由能量存储管理控制电路(含有超级电容)、敏感信号检测电路和无线通信等电路构成，安装于对人体运动影响较小的部位，例如胸前、腹部、后背、大腿外侧等。敏感单元包括心电与呼吸信号敏感单元、运动参数敏感单元以及超宽带定位单元。其中，心电与呼吸信号敏感单元由与人体直接接触的Ag/AgCl 电极构成。如图4 中接线连接图所示，以单导联双电极方式连接至系统集成PCB 电路板，此方式需要三根导联线，分别接LA、RA、RL 电极。LA、RA 电极连接人体左小腿及右小腿，RL 电极连接右前臂，用于与内部电路形成负反馈以消除工频噪声干扰。而需要供电的心电与呼吸敏感信号检测电路、运动参数敏感单元以及超宽带定位单元则直接集成在系统PCB 电路板中，敏感单元检测信号经板载MCU 计算处理后由蓝牙无线传送给手机上位机。如图4 所示，本文选择超级电容作为电能存储与放电器件，整个系统集成PCB 电路板上需要供电的模块均由PCB 板上的超级电容供能，能量损耗小。

图4 自供电生理信息监测系统示意图

2.2 微能量采集装置

压电-光电复合能量收集鞋结构如图5(a)所示，粘贴于鞋面、串联方式连接的柔性非晶硅太阳能电池薄膜阵列用于采集室内光能，实物如图5(b)所示，每片太阳能电池长约11 cm，宽约1.5 cm，两只鞋面均使用三片柔性太阳能电池薄膜串联构成阵列；内嵌于鞋底、电学上独立连接的多种形状压电片用于采集足底的机械能，压电收集装置的实物图如图5(c)所示，多片圆形和方形压电片构成三种类型的压电收集装置:六边形压电能量收集器、双层压电圆片阵列和拱形压电能量收集器。

图5 复合能量收集鞋

六边型压电能量收集器结构示意如图6(a)所示，此结构主要由6 片圆形双晶陶瓷压电片、多个弹簧、带有凹槽的硬质多孔聚氨酯以及弹性框架构成，框架在加压释压过程中具有很强的形状回复性。带有凹槽的硬质多孔聚氨酯按照图6(a)所示的位置粘接在框架内，每片圆形压电片以圆心对称的边缘两支点被嵌入凹槽内固定。框架内上层3 片压电片均通过弹簧与下层3 片压电片相连，当框架受到向下的压力时，弹簧被压缩，弹簧的张力使得6 片压电片产生形变。当外力消失，框架、弹簧以及压电片恢复原状。

图6 不同压电能量收集器结构示意图

双层压电圆片阵列结构示意如图6(b)所示，此结构主要由圆形双晶陶瓷压电片、塔状弹簧(以下简称为塔簧)、尼龙圆柱以及上下两层基板构成，塔簧大径端粘接上基板以增强结构的稳定性，小径端粘接压电片。两片压电片由3 个尼龙圆柱支点支撑，经反复测试后，与下基板粘接的尼龙圆柱直径确定为4 mm，两层压电片之间的粘接的圆柱直径确定为2.5 mm，此时双层压电圆片阵列结构具有较强的稳定性，同时压电片具有更大的形变以及电压输出。当塔簧受到外力压缩，弹簧张力与圆柱支点的反作用力使得两片压电片分别从相反的方向受力形变。当外力消失，塔簧和压电片也恢复原状态。

拱形压电能量收集器结构示意如图6(c)所示，双晶压电片的正反两面银层电极与铜片基板采用并联连接方式。每个压电片四角都对称性打孔，然后由尼龙螺栓和螺帽等距分隔固定，两层压电片之间的距离可以由螺帽和螺栓调节。使用PVC 薄膜包裹压电片上的压电陶瓷以加强压电片的韧性，经实验测量，被PVC 薄膜包裹后的压电片的可形变范围也得到了一定程度的增加。与足部直接接触的压电片粘接尼龙圆柱，将垂直激励传递到下面的压电片使其形变，底层压电片粘接4 只可压平的塔簧，塔簧不仅可以缓冲压电片的形变速度，同时对外部激励消失后压电片的反向形变起到弹性放大的作用。

2.3 能量存储管理控制电路

能量存储与管理控制电路是微能量收集系统的核心部分。为了实现定时、按需供电这一目的，本文采用有源能量收集模式，能量存储电路原理如图7所示。压电能量收集器的压电输出是交流电，因此在压电信号进入能量存储电路之前，压电能量收集器中的每一片压电片需通过由18 个全波整流电路组成的能量输入接口电路，分别整流后与流经二极管输入的光电直流信号并联，输入的能量首先存储到小电容C1中，利用PMOS 管Q1的传输特性实现电能动态优先分配的功能。

图7 能量存储电路原理图

在满足能量管理控制电路工作所需的前提下，多余电能再按序存入0.1 F 超级电容C2、1F 超级电容C3与7F 超级电容C4中，通过电阻R1和R2可调节电容C1的稳定电压，即能量管理控制电路的工作电压。超级电容C2用作能量管理控制电路的后备电池，没有能量源输入时通过PMOS 管Q1的寄生二极管向电容C1充电，确保能量管理控制电路在没有输入时仍能工作较高时长。超级电容C3与超级电容C4用于给后续系统供电，一大一小的配置，既保证初次充电时能以较快的速度让储能电容达到对外供电的阈值电压，又保证了系统有较大储能，在没有能量源输入时仍可维持较长时间的供电能力。超级电容C1、C3和C4之间的优先充电功能利用双PMOS 管芯片U1 实现。

由于可收集的能量理论上无法满足硬件电路不间断工作所需，且能量源的供给会随着人体活动状态随机中断，因此合理调配极其有限的储能，实现电能的高效利用，是能量管理控制电路设计中必须考虑的，将能量管理控制电路设计成定时、按需输出可有效解决这一问题。能量管理控制电路的原理如图8 所示，定时器芯片U2 每20 min 打开PMOS 管Q2一次，使得DC-DC 芯片U4 构成的稳压电路能够获得超级电容的电能输入，如果此时超级电容电能充足，施密特触发器U3 同时也会给出高电平使能DC-DC 稳压电路，DC-DC 输出稳定电压使后级生理信息监测电路进入上电工作状态，定时控制信号DRV 的保持时间被设计成足够生理信息监测电路工作一次所需，但冗余时间会造成能量的额外释放，生理信息监测电路工作完成后给出的DONE 反馈信号可立即切断DC-DC 电路的电能输入，从而实现储能的按需输出。

图8 能量管理控制电路原理图

2.4 生理信息监测系统

如图9 所示，生理信息监测系统包含MCU 主控单元STM32L1、心电与呼吸信号采集单元(含ADS1292R 芯片)、运动参数测量单元LIS3DH 三轴加速度计、超宽带定位单元DW1000 与无线通信单元蓝牙JDY-19。除心电与呼吸信号采集单元的敏感电极需要粘贴到人体腿部和手臂外，这几个需要供电的单元均集成在一块系统PCB 板上由超级电容供电。

图9 生理信息监测系统

生理信息监测系统由MCU 控制DW1000 超宽带定位单元、心电与呼吸信号采集单元和运动参数监测单元依次上电采集数据，各单元采集完数据立即对其断电以节省电能。全部数据采集完成后，MCU 通过相应算法对数据进行处理[20]，处理完成后，结果通过蓝牙无线发送到手机上位机实现生理信息的存储、统计、显示等，全部工作完成后给出反馈信号断开DC-DC 稳压电路的能量供给。生理信息监测系统软件部分的工作流程如图10 所示。

图10 生理信息监测系统工作流程图

3 实验测试结果及分析

3.1 能量收集器输出功率测试

正常使用情况下，三种压电装置中的压电片均采用独立方式接入能量收集电路，分别整流后并接在一起。压电能量收集测试实验则按照前文所述三种构型压电装置的分类对压电片分组进行独立测试。图11(a)所示是三种结构分别接入能量收集电路后，普通成年人以1.2 m/s 的匀速步行状态为压电装置提供激励，超级电容电压随时间上升的变化曲线，图11(b)所示是换算得到的压电装置输出功率，从图中可以发现，拱形结构具有最大的电能输出，30 min 内的平均输出功率为86 μW，双层压电圆片阵列其次，平均输出功率为59 μW，六边形结构与双层压电圆片阵列输出效果相近，平均输出功率为54 μW。

图11 超级电容电压上升情况与输出功率

图12 所示为室内环境中光电能量收集测试实验结果图。从早上7 点到晚上7 点，每个整点时刻将光电能量收集器接入能量收集电路进行充电，每次充电20 min，20 min 之后测量超级电容中的电压值上升情况，测量结束将超级电容完全放电。图12(a)所示为不同时刻20 min 内1 F 超级电容电压上升情况。从图中可以看出，光电能量收集器有较强的弱光性，尽管是在室内光照情况下，也有较强的输出性能。在一天的不同时刻，超级电容电压上升情况浮动变化并不明显，在1.296 V 至1.42 V 之间波动，其中在中午11 点至13 点时间段内，超级电容内的电压上升最快，由于室外光照在此时间段最强，间接影响到室内光强；而在其他时刻，室外光较弱，对室内光强的影响亦相对较低，在下午5 点至7 点最为明显。光电能量收集器的输出功率与超级电容电压增加量之间的换算关系为:

图12 光电能量收集器充电情况

式中:P为功率，C表示超级电容的容值1 F，U为超级电容上升的电压，T为充电时间20 min。将式(8)计算得到的输出功率绘制成图12(b)所示曲线，相应地可以观察到在中午11 点至13 点时间段内，光电能量收集器输出功率最高，最高为640 μW，在下午5 点至7 点时间段内，太阳能电池板输出功率较低，最低为520 μW。在早上7 点到晚上7 点时间段内的平均输出功率为590 μW。

压电-光电复合能量收集测试实验的测试条件如下:在室内环境中，将两只复合能量收集鞋接入能量收集电路中，每只鞋体包含两只拱形结构压电能量收集器、一只六边形结构压电能量收集器、一只双层压电圆片结构能量收集器以及鞋面上的光电能量收集器，测试场景如图13(a)所示。测试前将超级电容完全放电，普通成年人以1.2 m/s 的匀速步行状态为压电装置提供激励，20 min 后测量1F 超级电容的电压值，重复测试6 次，得到图13(b)所示的每次测试中超级电容上升的电压值以及相对应的输出功率，由图可以看出复合能量收集鞋给能量存储管理控制电路中的超级电容充电20 min，其输出功率能够稳定在1.124 mW 以上，即产电1.349 J，由前文实际功耗测试可知，系统工作一次所需的电量约为1.04 J，因此复合能量收集鞋的输出功率能够满足系统20 min 工作一次的电量消耗。

图13 复合能量输出功率

3.2 系统整体运行测试与功耗分析

进行系统整体运行测试时，需穿戴好复合能量收集鞋、系统电路板、心率与呼吸率测量电极，并手持上位机接收显示蓝牙发出的信息，测试场景如图14 所示。测试前，首先将超级电容完全放电，然后在晴朗白天的室内活动20 min，通过复合能量收集鞋给系统电路板上的超级电容充电，20 min 后到达指定的测试区域。图14(a)所示是跑步状态的测试场景，图14(b)是手持上位机的局部放大图。由图14(a)可以发现，系统电路板的电源灯亮起，说明DC-DC 芯片有电压输出。从图14(b)中上位机显示页面可知，系统正常工作且上位机能收到信息。

图14 系统整体运行测试

图15 所示是各测量单元在不同的情况下持续运行9.85 s(理论功耗分析中一个工作周期所需时间)的功耗测试结果。其中，DW1000 单元与蓝牙单元在持续运行过程中均只收发一次数据。在生理信息监测系统中，MCU 主控单元采用STM32L151 系列超低功耗单片机，心电与呼吸信号采集单元中采用ADS1292R 前端采集芯片，运动参数测量单元中采用LIS3DH 超低功耗加速度计传感器，超宽带定位单元采用DW1000 定位芯片，无线通信单元则是采用低功耗蓝牙模块JDY-19。从测试结果中可以发现，在近距离通信定位时，MCU 搭载DW1000 的工作电流低于理论值，MCU 搭载LIS3DH 以及JDY-19 运行时的电流会略高于理论值，MCU 搭载ADS1292R 运行时的电流与理论值相近。当MCU搭载所有单元同时运行9.85 s，功耗高达1.63 J，然而经优化工作流程后，在分时工作情况下整体功耗降至1.04 J。

图15 不同传感器工作时的功耗

系统整体运行测试与能量收支单元测试均验证了所设计系统能够在间断式工作条件下实现供电自给。系统在能量的管理控制方面主要有两个特点:一是按需、定时供电以减少闲时能量消耗的设计思想在以往研究中未受重视，目前尚未见到有关报道；二是能量管理控制电路由基本功能的芯片与分立元件构成，相较于前人研究中多采用的以ADI 公司LTC3588 系列能量管理芯片为核心构成的能量收集解决方案[21-22]，元器件具备了更好的可替代性，不会遭受芯片的“卡脖子”问题。

本文与其他文献中压电能量收集器的参数对比如表1 所示，不难发现俘获能量的平均功率[23]处于同一量级，例如，本文复合能量收集装置俘获功率为1.124 mW，其中压电能量收集装置平均输出功率大于540 μW，这与文献[24]中相同数量的拱形压电装置的输出功率554 μW 基本相同。而各文献俘获能量的平均输出功率数值存在一定差异的主要原因在于:①各自实验条件不同，采用的压电片材料、形状、尺寸、结构和数量存在差异。②从表1 中数据可知，系统有无阻抗匹配对俘获的输出功率有较大影响[24]。后续工作中我们将优化系统阻抗匹配部分以俘获更大输出功率，进一步缩短系统工作间断的时间。

表1 本文与其他文献中压电能量收集器的参数对比

4 结论

本文提出了一种基于压电-光电复合能量收集的、应用于可穿戴生理信息监测的自供电系统，测试结果表明:光电能量收集装置在室内从早上7 点至晚上7 点的平均输出功率达到590 μW，压电能量收集装置在步行驱动下的平均输出功率达到540 μW，复合能量输出功率能够稳定在1.124 mW 以上，20 min可产生电能1.349 J。对系统各单元进行数据采集测试以及功耗测试，得出系统一轮工作的功耗为1.04 J，从能量收支平衡的角度验证了间断式自供电的可行性。