基于壓電俘能器的自供電步態檢測系統設計*

張加宏李 玲高 翔李 敏劉清惓孟 輝

(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)

步態作為人體固有的生理特征，是指人體運動過程中身體的姿態變化信息[1-2]。 從人體運動行為中獲取步態特征從而實現自適應檢測是步態識別的關鍵。 步態識別技術相對于其他生物特征識別技術具有非侵害檢查、難以隱瞞、不易混淆等特征，目前步態檢測主要依賴于帶有復雜圖像處理軟件的成像技術[3-4]和足底壓力分布檢測技術[5-6]。 前者使用攝像機采集人體步態圖像信息生成步態數據庫，利用深度學習交叉識別方法對所有視圖進行訓練構建對比網絡，再將后續采集的圖像信息輸入神經網絡處理，比對出當前人體步態信息[7-8]。 后者則利用位于足底的多路壓阻傳感器(部分含有加速度計)或壓電傳感器采集不同頻率下人體的步態波形，從波形中提取相關特征參數構建神經網絡模型，再對輸入數據進行預測，可精準判斷人體姿態[9-10]。 從低成本與可穿戴的角度出發，后者具有重要的研究價值[11]。 可穿戴便攜式電子設備通常依賴于電化學電池供電，但電化學電池具有成本較高、壽命較短及處理廢舊電池帶來的環境污染等問題[12]，因此，尋找新的能量供給方式顯得十分必要且迫切。

采集機械振動能量轉換成電能為可穿戴電子設備自供電已成為當前研究熱點。 在機械能收集的研究中，已報道的能量收集器采用了壓電[12-13]、電磁[14]、摩擦[15]等多種換能原理。 例如，樊康旗等人[12]設計了安裝在鞋上的壓電俘能器，可收集人體行走時產生的能量。 溫濤等人[14]設計了磁懸浮式電磁-摩擦復合生物機械能量采集器，對可穿戴設備實現自供電。 Meier 等人[16]研發了一種為足病感測裝置供電的壓電能量收集鞋，當人體步行或跑步時，可通過能量收集鞋獲取能量。 上述研究無疑為可穿戴自供能技術提供了寶貴經驗，在此基礎之上，圍繞能量收支平衡，本文系統研究了低成本、可穿戴的基于壓電俘能器自供電的步態檢測系統。 在壓電俘能器設計方面，采用了陶瓷壓電片陣列與塔簧，并設計了相應的壓電俘能電路與低功耗程序運行流程。 在步態檢測研究中，根據人體動靜狀態標記和優化薄膜壓電傳感器放置點位，并利用獲得的壓力波形對站立、步行、跑步和跌倒等步態活動進行識別。

1 整體系統設計

如圖1 所示，基于壓電俘能器自供電的步態檢測系統以鞋體為主要支撐，鞋體內部被劃分為雙層結構，分別是由壓電薄膜陣列構成的足底壓力檢測裝置和由壓電片陣列構成的壓電俘能器。

圖1 整體系統設計框圖

基于PZT 陶瓷壓電片陣列的壓電俘能器將人體運動機械能轉化成電能并通過設計的壓電俘能電路存儲到超級電容，再通過DC-DC 穩壓給步態檢測系統供電；足底壓力檢測裝置通過柔性PVDF 壓電薄膜陣列檢測人體運動時足底的壓力變化情況；當人體處于運動狀態時，足部可以緩沖并吸收來自地面的沖擊力，產生向前的推力。 當人體姿態發生變化時，足底壓力分布也會發生相應改變，壓力波形上呈現出明顯變化，因此可通過分析輸出波形得到人體的活動狀態信息。 足底壓力檢測裝置還包括信號調理模塊和數據透傳模塊，信號調理模塊由電荷放大器、電壓抬升器與電壓放大器組成，電荷放大器與電壓抬升器對壓電元件輸出的微弱電荷信號進行差分放大與電壓轉換，電壓放大器進一步調整輸出電壓幅值區間，保證數值滿足AD 轉化要求。 微處理器MCU 負責提取用于人體步態活動判別的壓力波形，最終通過藍牙模塊將結果透傳至上位機顯示，用戶可通過上位機發出命令喚醒MCU 工作。

2 壓電俘能器設計

2.1 壓電俘能結構

利用3D 制圖軟件Rhino 對壓電俘能器進行結構設計，如圖2(a)所示，鞋墊長260 mm 且最寬處9 mm，可滿足正常的實驗要求。 結構中主體部分為6片方形雙晶陶瓷壓電片，在趾骨、足中、足跟位置各放置兩片。 鑒于壓電陶瓷易碎韌性低的特點，引入擁有較強彈性形變能力的塔簧支撐壓電片，保證其不受損，同時對壓電片的能量輸出起到彈性放大作用。 圖2(b)和圖2(c)分別是壓電俘能器實物俯視圖和側視圖。 該結構采用亞克力作為3D 打印材料，上下兩層定制成鞋墊形狀并通過輕質螺栓與螺母進行固定，再利用凹槽將雙晶陶瓷壓電片嵌入于鞋墊之中，同時采用導線分別從它的鍍銀層和銅片引出兩極，最終6 路壓電輸出分別經全波整流電路整流后以并聯的方式輸入到壓電俘能電路。

圖2 壓電俘能器3D 結構示意圖與實物圖

2.2 壓電俘能電路

壓電俘能電路是微能量收集系統的核心部分，本文采用有源能量收集模式，因而電路采集的能量既要主體上存入超級電容給后續步態檢測系統供電，又要維持有源器件的正常工作。 由于雙晶陶瓷壓電片產生的是不穩定的交流電，因此需要整流電路將交流輸出轉化為直流，設計中選用低功耗二極管1N4148 搭建6 路全波整流電路，如圖3 所示，6片壓電片分別接入各路整流電路并將輸出以并聯方式連接作為能量輸入端，接口J1 為俘能電路能量輸出端。 整個電路采用了逐級充電的思想，詳細的工作流程為:(1)首先整流后的電流流入小電容C1中，當C1兩端電壓逐漸升高但未達到NMOS 管Q1的開啟閾值電壓時，Q1處于截止狀態，由于電阻R1的阻值很大，導致PMOS 管Q2柵極與源極電位相同，因此Q2也處于截止狀態；(2)當C1兩端電壓上升到Q1的開啟閾值電壓后，Q2的柵極處于低電位從而也被導通，因此部分電流會流入大電容C2為其充電，同時流入C1的電流變小，C1兩端的電壓逐漸降低并小于閾值電壓，Q1、Q2慢慢進入截止狀態，然后電流再次全部流入C1中。 在此過程中，C1為施密特觸發器U1 提供工作電壓；(3)當C2電壓上升到施密特觸發器的開啟閾值，即2/3VCC 時，施密特觸發器使能電壓轉換器TPS61220，大電容C2中的電荷經轉換器輸出穩定的電壓給超級電容充電[17]，當C2電壓低于1/3VCC 時，轉化器關閉，C2繼續積蓄電能。 值得注意的是，轉換器的輸出端接二極管1N4148 防止超級電容中的電流倒流。

圖3 壓電俘能電路原理圖

3 步態檢測系統設計

3.1 足底壓力檢測點位選擇

足底PVDF 壓電傳感器陣列主要檢測人體靜息和運動狀態下的壓力變化情況，足底點位包括足跟、足中、第一跖骨至第五跖骨、第一趾骨至第五趾骨等。 在選擇點位之前，需進行壓力標定，選擇最合適的壓電元件放置點位，足底壓力測量結果見表1。結果顯示，靜態下足底壓力分布為:足跟＞第2 跖骨＞第3 跖骨＞第4 跖骨＞第5 跖骨＞足中＞第1 趾骨＞第2 趾骨＞第3 ～5 趾骨。 動態下足底壓力分布為:第3 跖骨＞足跟＞第2 跖骨＞第1 趾骨＞第4 跖骨＞第1 跖骨＞第2 趾骨＞足中＞第3 ～5 趾骨，且當人體處于動態時，足底壓力分布較靜態時明顯增大。 根據足底壓力標定的結果，最終挑選足跟、第2 跖骨、第3 跖骨這三個點位作為壓電元件放置點位。

表1 靜態與動態時足底壓力測量數據

3.2 信號調理電路

由于足底PVDF 壓電薄膜傳感器輸出的電荷信號比較微弱，必須設計匹配的調理電路將微弱電荷轉換成電壓信號并放大[18]，本文設計的信號調理電路如圖4 所示，它由TCL2254 四路軌到軌微功耗運放芯片及其外圍電路組成，TCL2254 具有較高的輸入阻抗，適合于高阻抗源的小信號調節。 從圖4 不難看出，本電路利用TLC2254 的第一級運放及電容、電阻構成高輸入阻抗、高增益的電荷放大器。PVDF 壓電薄膜受力產生的電荷由P13 口輸入，經電荷放大器差分放大與轉換可產生毫伏級的電壓，仍需要電壓放大器實現信號進一步放大，因此將第二級運放設計成電壓放大器。 考慮到不同體重人群產生的步態信號強度不同，采用滑動變阻器R22 可以動態調整電壓增益。 第三級運放設計成電壓跟隨器，其輸出電壓接入電荷放大器的同相輸入端，主要起到電壓抬升器的作用，可消除負電壓，同時實現放大器之間的阻抗匹配。 未使用的第四級運放的輸入輸出管腳不能夠懸空，懸空的管腳電平不穩定，容易受到外界電磁干擾，因此本設計中將它也連成電壓跟隨器形式，即:正相輸入端接BT-VCC 的分壓，反相輸入端與輸出端相連。 經過該信號調理電路之后輸出的電壓范圍為0 V～3 V，滿足ADC 的電壓檢測范圍，最終電壓信號輸入至MCU 內置的ADC2通道。

圖4 信號調理電路原理圖

3.3 自供電步態檢測裝置

圖5(a)、5(b)、5(c)分別表示足底壓力檢測鞋墊實物圖、整體裝置圖和穿戴測量示意圖，其中足底壓力檢測裝置由帶有柔性壓電元件的鞋墊、壓電俘能器、壓電俘能電路、信號調理電路、單片機最小系統、超低功耗藍牙和上位機組成。 帶有柔性PVDF壓電薄膜陣列的鞋墊與壓電俘能器均安置于鞋體之中，壓電俘能器通過壓電俘能電路給信號調理電路與單片機最小系統供電，微處理器MCU 接收并軟件濾波處理柔性壓電元件輸出的波形數據，然后將結果通過藍牙發送至上位機顯示。

圖5 足底壓力檢測裝置及穿戴示意圖

4 實驗測試與分析

4.1 壓電俘能器測試

對壓電俘能器進行發電能力測試時，在能量俘獲電路的DC-DC 轉化芯片電壓輸出端外接1 F，5.5 V 的超級電容，人體保持大約1 Hz 行走頻率，充電時長為1 h 且每隔5 min 記錄一次超級電容電壓增量情況，測試結果如圖6 所示。

圖6 超級電容電壓增量過程圖

壓電俘能電路的電能增量E和功率P的計算公式如下:

式中:C為超級電容容量，V1和V2分別表示初始狀態下和充電后超級電容上的電壓值，Δt表示充電時間間隔，計算得到壓電俘能電路在單位小時內的電能增量0.731 J，功率0.203 mW。 實驗中還發現，如果人體行走頻率加快，超級電容中電壓上升速度加快，若人體保持行走頻率降低，充電速度便有所減緩，說明運動頻率快慢能夠影響實際的充電性能。

4.2 步態檢測模塊能耗測試

選擇STM32L1 為主控芯片，選擇待機模式作為低功耗模式，其待機模式下電流值為11.1 μA，藍牙以JDY-19 為核心，對其三種狀態下的電流值進行測量分別為846 μA、8.9 μA 和682 μA；信號調理模塊以TLC2254 為核心，其通道輸出電流為235 μA。表2 給出了各單元實際測量值與理論值的比較結果。

表2 各單元實際測量值與理論值比較

4.3 低功耗方式設計

為盡可能減小步態檢測系統的能量損耗，使其工作電流可以保持在較低水平并保證裝置有效工作，需設計合理的低功耗工作流程，如圖7 所示，共分為四個階段:系統待機與充電過程Standby and charge、系統啟動連接Standup、系統運行Run 和系統關閉Shut down，圖7 中展現出各個階段的工作時間和所消耗的電流大小。

圖7 程序運行流程

①系統待機與充電階段:單片機MCU 和藍牙JDY-19 保持待機，超級電容持續充電，系統電流約為19.9 μA。 JDY-19 等待用戶喚醒指令，MCU 等待上升沿喚醒指令；②系統啟動連接階段:JDY-19 喚醒和連接過程即用戶手動打開并連接藍牙過程大約持續2 s。 在喚醒未連接階段，微處理器MCU 保持待機且JDY-19 保持未連接狀態，動作約持續1 s，系統電流約693.1 μA。 喚醒連接階段表示JDY-19正常工作但微處理器MCU 還處于待機狀態，動作約持續1 s，系統電流約857.1 μA；③系統運行階段:MCU 初始化后正常運行，以IO 控制方式切斷JDY-19 電源，時間共持續約12 s。 系統初始化時間持續約2 s。 系統正常工作階段主要包括打開外設、壓電傳感器采樣，MCU 接收并處理數據的過程，傳感器采樣周期設為10 s，此階段MCU 與步態檢測信號調理電路正常工作電流約為1.015 mA；④系統關閉階段:MCU 將處理結果發送至JDY-19 后再次進入待機，此階段約持續1.014 s。 首先以IO 控制工作電源的方式關閉信號調理模塊并開啟JDY-19 模塊電源，喚醒連接過程持續約1 s。 接著，MCU 向JDY-19 發送一幀數據結果，數據發送過程大約持續7 ms，最后MCU 切換至待機模式并再次等待喚醒指令到來，同時JDY-19 自動進入睡眠。 該階段MCU正常工作、JDY-19 喚醒連接與正常工作的電流，電流分別為1.462 mA、1.67 mA 和788.9 μA。

單個程序運行周期完成，微處理器MCU 再次進入待機狀態，利用下式對系統運行周期內的功耗W和平均功率進行計算。

式中:U表示工作電壓3.3 V，In表示n階段的工作電流大小，tn表示各個階段的運行時間，最終運算結果為單周期功耗58.1 mJ，平均功率為3.87 mW。 已知壓電自供能裝置輸出功率P為203 μW，而單個運行周期的平均功率為3.87 mW，收集的電能并不能滿足程序在單運行周期內電能的損耗。 若要實現能量的收支撐平衡，可采取“間斷性”數據采集的方式來工作，即一段時間集能，一段時間系統工作，間斷時間也即壓電自供能裝置的充電時間。

式中:t表示間斷時間，W1表示單個程序運行周期的功耗，P表示待機狀態下，壓電式自供能裝置的輸出功率，I表示待機狀態下電流19.9 μA，U表示待機狀態下的電壓。 最終計算結果表明，當間隔時間為423 s，步態檢測系統可完成一次完整的數據采集與處理。

4.4 不同步態下足底壓力波形特征分析

步態測試實驗要求規范如下:①告知測試者實驗流程及實驗須知；②記錄測試者性別、身高與體重三要素；③按照要求穿上鞋并保持腳掌與傳感器點位完全接觸；④通過示波器觀測壓電元件輸出波形，待輸出波形穩定開始測驗；⑤測試者按照指令執行對應的動作完成站立、步行、跑步和跌倒這四種動作；⑥實驗數據保存在微處理器緩沖區中，實驗結束后利用緩沖區的波形特征數據對人體活動進行判別。 圖8 給出了一次完整的經過軟件濾波處理后的足底壓力輸出波形，當人體靜止站立時壓電傳感元件的電壓輸出為站姿基準線，在站姿基準線以上的部分，波形從第一次顯著上升沿開始到第二次顯著上升沿開始記為一個運動周期T。 整個周期劃分為t1，t2，t3和t4四個階段。t1表示人體開始對足部柔性壓電傳感元件施加壓力時，該時刻存在一個峰值點且對應壓力的極大值。t2對應人體足部逐漸松開壓電元件的過程，該時刻壓力值慢慢減小。t3對應人體完全松開壓電元件的過程，該時間由于傳感器存在向上的形變，壓力值對應輸出一個最低點。t4時刻表示人體擺動的過程，該時刻壓力曲線相對平穩，無其他異動。

圖8 足底壓力輸出波形

圖9 則展示了測試者穿上鞋完成站立、步行、跑步與跌倒四種步態活動對應壓電元件的輸出壓力波形。 每路波形中縱坐標代表ADC 數值經歸一化后的結果，橫坐標表示窗口期即10 s 的采樣時間。 圖9(a)給出了測試者穿上鞋到站立不動的過程，當人體靜止時，壓力波形便趨向于平穩，此刻波形均值保持在“站姿基準線”位置，且由于人體足部受力的原因，每路傳感器的站姿基準線輸出幅值上存在細微差異。 圖9(b)表示人體由站立到步行的過程，此時可以看到每路傳感器輸出波形均存在明顯的周期。圖9(c)對應人體由步行開始跑步的過程，當人體跑步頻率加快時，峰與峰之間的間距逐漸減小，緩沖波形t3和t4時間段縮短甚至只存在t1和t2波段的過程。 圖9(d)是人體步行時不小心跌倒的過程，當人體跌倒時，波形變得平滑且數值低于站姿基準線。由實驗檢測結果可見，根據足底壓力波形特征可以有效判斷出此刻人體的步態信息。

圖9 人體站立、步行、跑步和跌倒過程壓力輸出波形

5 結論

本文設計完成了基于壓電俘能器的自供電步態檢測系統，該系統以壓電元件為核心，將人體運動機械能轉換成電能并存儲于超級電容中，用于足底壓力測量裝置的供電。 通過分析多路壓電元件輸出壓力波形的特征可以對人體站立、步行、跑步、跌倒四種步態活動進行檢測。 通過實驗測試驗證了人體在正常步行情況下，壓電俘能器轉化的電能可滿足步態檢測系統“間斷性”工作，并且系統能夠有效地實現人體步態檢測，本文結果為基于壓電自供電的步態檢測系統的研究提供了一定的參考。