CN115919276A - 一种基于摩擦纳米发电的心率监测设备及其方法 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种基于摩擦纳米发电的心率监测设备及其方法，心率监测设备包括：信号采集模块以及控制器。信号采集模块用于实时采集动脉脉搏的脉冲信号。信息采集模块包括摩擦纳米发电机。摩擦纳米发电机包括上下叠置的两层薄膜：PVDF薄膜和AgNWs薄膜。控制器用于：先根据脉冲信号拟合出实时的响应频谱图，然后根据响应频谱图计算出实时心率H，再分析实时心率H与一个理论阈值区间(H1，H2)的关系，进而得到当前心跳状态的判断结果。当H≤H1时，则判断当前处于慢心跳状态。当H1＜H＜H2时，则判断当前处于正常心跳状态。当H≥H2时，则判断当前处于快心跳状态。与现有技术相比，本发明的心率监测设备能够兼顾较高的精确性、通用性以及便携性。
Description
技术领域
本发明涉及心率监测技术领域，特别是涉及一种基于摩擦纳米发电的心率监测设备及其方法。
背景技术
心率是指正常人安静状态下每分钟心跳的次数，也叫安静心率，一般为60～100次/分，可因年龄、性别或其他生理因素产生个体差异。一般来说，年龄越小，心率越快，老年人心跳比年轻人慢，女性的心率比同龄男性快，这些都是正常的生理现象。心率是人体最重要的生命体征之一，是评估健康状况的重要指标，心率监测在身体健康管理中起重要作用。目前监测心率的常见方式包括血氧法以及光电体积法。
血氧法一般是利用血氧饱和度仪的两种发光二极管，一种波长660nm，是可见的红光，另一种波长900nm，是红外线。血管中携氧的血红蛋白和不携氧的血红蛋白，对两种光的吸收率是不一样的。血氧法虽然能够同时提供心率和血氧饱和度两种信号，但同时存在不足：由于探测端需要接收透射光信号，其安装处的人体组织必须足够薄才行，全身合适的位置有限(指尖或耳垂)，而手腕太厚，可见光根本无法穿透，这限制了血氧法心率监测设备的使用范围。并且一般的血氧法心率监测设备一般适用于对医院病房内卧床患者的监测，便捷性较差。
光电体积法则通过追踪可见光(绿色)在人体组织中的反射，然后再利用光电传感器感应反射光，由于人体的皮肤、骨骼、好、肌肉、脂肪等对光的反射是固定值，而毛细血管和动脉静脉由于随着脉搏容积不停变大变小，所以对光的反射是波动值；这个波动的频率就是脉搏，一般也是跟心率是一致的。然而此种方法也存在着不足：首先，光电式心率监测设备容易受到外界光线(例如太阳光)的干扰。其次，不同肤色的人群对光的吸收是不同的，这意味着光电式心率监测设备捕获的光的强度和波长是取决于穿戴传感器的人的肤色的，例如深色皮肤吸收绿色光较多。同时，发射的可见光有时也难以透过纹身的皮肤。这些问题限制了光电式心率监测设备的精确性以及通用性。
发明内容
基于此，有必要针对现有技术中的心率监测设备无法兼顾较高的精确性、通用性以及便携性的技术问题，本发明提供一种基于摩擦纳米发电的心率监测设备及其方法。
本发明公开一种基于摩擦纳米发电的心率监测设备，其包括：信号采集模块以及控制器。
信号采集模块用于实时采集动脉脉搏的脉冲信号。信息采集模块包括摩擦纳米发电机。摩擦纳米发电机包括上下叠置的两层薄膜：PVDF薄膜和AgNWs薄膜。
控制器用于：
(一)根据脉冲信号拟合出实时的响应频谱图。
(二)根据响应频谱图计算出实时心率H。
(三)分析实时心率H与一个理论阈值区间(H1，H2)的关系，进而得到当前心跳状态的判断结果，决策过程如下：
(1)当H≤H1时，则判断当前处于慢心跳状态。
(2)当H1＜H＜H2时，则判断当前处于正常心跳状态。
(3)当H≥H2时，则判断当前处于快心跳状态。
本发明还公开一种基于摩擦纳米发电的心率监测方法，其应用于如上述任意一项基于摩擦纳米发电的心率监测设备。心率监测方法包括如下步骤：
S1.实时采集动脉脉搏的脉冲信号。
S2.对脉冲信号进行滤波处理。
S3.根据滤波处理后的脉冲信号拟合出实时的响应频谱图。
S4.根据响应频谱图计算出实时心率H。
S5.分析实时心率H与一个理论阈值区间(H1，H2)的关系，进而得到当前心跳状态的判断结果，决策过程如下：
(1)当H≤H1时，则判断当前处于慢心跳状态。
(2)当H1＜H＜H2时，则判断当前处于正常心跳状态。
(3)当H≥H2时，则判断当前处于快心跳状态。
S6.显示当前的心跳状态判断结果，并将实时心率以及判断结果发送至交互端。
与现有技术相比，本发明的技术方案具有如下有益效果：
1、本发明的心率监测设备能够兼顾较高的精确性、通用性以及便携性。该心率监测设备将摩擦纳米发电机作为信号采集模块，对动脉脉搏产生的信号进行采集。由于动脉脉搏在跳动时会带动皮肤表面肌群跳动，因此当摩擦纳米发电机被固定在该处时，动脉脉搏产生的机械能转变为摩擦纳米发电机所产生的电能，通过观察摩擦纳米发电机的放电规律，可以有效对人体动脉脉搏频率进行监测，从而能够实现较为精确地对心率进行监测。由于该心率监测设备基于摩擦纳米发电的原理，不仅具备稳定的抗干扰能力，而且适用于各类人群，通用性以及普适性较高。同时由于原材料易于生产制造并且较为轻便，便于佩戴使用，不会造成使用者的行动受限，便捷性较高。
2、本发明的心率监测方法的有益效果与上述心率监测设备相同，在此不再赘述。
附图说明
图1为本发明实施例1中基于摩擦纳米发电的心率监测设备的模块图；
图2为本发明实施例2中静电纺丝的过程示意图；
图3为本发明实施例2中热处理前后的过程示意图；
图4为图3中未经热处理的PVDF薄膜的电镜图；
图5为图3中热处理后的PVDF薄膜的电镜图；
图6为图5中的局部放大示意图；
图7为本发明实施例3中PVDF薄膜透光率随可见波长的变化图；
图8为本发明实施例3中对摩擦纳米发电机进行折叠和扭转的状态图，其中(a)对应折叠，(b)对应扭转；
图9为本发明实施例3中摩擦纳米发电机在颈动脉搏动过程中产生电能的示意图；
图10为本发明实施例3中摩擦纳米发电机在完全分离状态下的电势分布图；
图11为本发明实施例3中摩擦纳米发电机的发电机理图；
图12为本发明实施例3中摩擦纳米发电机在不同振动频率条件下，短路电流随时间的变化曲线；
图13为本发明实施例3中摩擦纳米发电机在不同振动频率条件下，转移电荷随时间的变化曲线；
图14为本发明实施例3中摩擦纳米发电机在不同振动频率条件下，开路电压随时间的变化曲线；
图15为本发明实施例3中摩擦纳米发电机在不同外力条件下，短路电流随时间的变化曲线；
图16为本发明实施例3中摩擦纳米发电机在不同外力条件下，转移电荷随时间的变化曲线；
图17为本发明实施例3中摩擦纳米发电机在不同外力条件下，开路电压随时间的变化曲线；
图18为本发明实施例3中摩擦纳米发电机在不同振动频率下，功率密度随外接负载阻值的变化曲线；
图19为本发明实施例3中摩擦纳米发电机在不同振动频率下，输出电压和电流随外接负载阻值的变化曲线；
图20为本发明实施例3中在限定振动频率和外力的条件下，摩擦纳米发电机在经过不同次数的振动后，开路电压随着时间的变化曲线；
图21为本发明实施例3中在限定振动频率和外力的条件下，摩擦纳米发电机在经过不同次数的振动后，短路电流随着时间的变化曲线；
图22为本发明实施例3中在限定振动频率和外力的条件下，随着负载电阻的阻值变化，摩擦纳米发电机的电流和电压的变化图；
图23为本发明实施例3中在限定振动频率和外力的条件下，随着负载电阻的阻值变化，摩擦纳米发电机的功率密度的变化图；
图24为本发明实施例3中不同振动频率下摩擦纳米发电机的充电速率随时间变化曲线；
图25为本发明实施例3中不同电容容量下摩擦纳米发电机的充电速率随时间变化曲线；
图26为本发明实施例3中摩擦纳米发电机给温度计充电时的示意图；
图27为本发明实施例3中摩擦纳米发电机点亮多个LED时的示意图；
图28为本发明实施例3中摩擦纳米发电机在充电过程中的电压随着时间的变化曲线；
图29为本发明实施例3中摩擦纳米发电机被各重量物体压迫时的响应曲线；
图30为本发明实施例3中摩擦纳米发电机的电压和电流随负载力的响应曲线；
图31为本发明实施例3中以开路电压形式呈现的正常状态下的动脉脉搏波；
图32为本发明实施例3中以短路电流形式呈现的正常状态下的动脉脉搏波；
图33为本发明实施例3中不同心跳状态下的实时电压信号；
图34为本发明实施例3中摩擦纳米发电机的响应时间曲线；
图35为本发明实施例3中多次洗涤循环后摩擦纳米发电机的短路电流随时间变化曲线；
图36为本发明实施例3中多次洗涤循环后摩擦纳米发电机的转移电荷随时间变化曲线；
图37为本发明实施例3中多次洗涤循环后摩擦纳米发电机的开路电压随时间变化曲线。
图38为本发明实施例4中心率监测设备监测正常心跳状态时的示意图；
图39为本发明实施例4中心率监测设备监测心跳加快状态时的示意图；
图40为本发明实施例4中心率监测设备监测心率减慢状态时的示意图；
图41为本发明实施例4中可穿戴式供电设备的摩擦纳米发电机的立体切面图；
图42为图41中摩擦纳米发电机连接负载、逆变器以及电能表的充电电路图。
具体实施方式
下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
除非另有定义，本文所使用的所有的技术和科学术语与属于本发明的技术领域的技术人员通常理解的含义相同。本文中在本发明的说明书中所使用的术语只是为了描述具体的实施例的目的，不是旨在于限制本发明。本文所使用的术语“或/及”包括一个或多个相关的所列项目的任意的和所有的组合。
实施例1
请参阅图1，本实施例提供一种基于摩擦纳米发电的心率监测设备，该心率监测设备包括：信号采集模块以及控制器。在本实施例中，该心率监测设备还可以包括：信号处理模块、显示模组以及通讯模块。
信号采集模块，其用于实时采集动脉脉搏的脉冲信号；所述信号采集模块包括摩擦纳米发电机；所述摩擦纳米发电机包括上下叠置的两层薄膜：PVDF薄膜和AgNWs薄膜。本实施例中，PVDF薄膜与AgNWs薄膜的形状尺寸可相互匹配，且均可设置成矩形，二者之间可通过双面胶固定：先在AgNWs薄膜的表面的相对两侧分别设置双面胶，然后将AgNWs薄膜具有双面胶的一侧与PVDF薄膜重合且固定。
摩擦纳米发电机与人体皮肤固定后，通过接触带电和静电感应耦合效应，使得摩擦纳米发电机工作，具体的工作原理请参见实施例3中的详细说明。
信号处理模块可用于对所述脉冲信号进行滤波处理；在本实施例中，信号处理模块可采用由LabVIEW中设计的有限脉冲响应低通滤波器进行信号处理。有限脉冲响应滤波器又称FIR(Finite Impulse Response)滤波器，对于FIR滤波器，每一个输出都是输入样本领域中有限个样本系的加权和。FIR滤波器在信号和影像处理中得到了广泛的应用。常用的FIR滤波器形成的内插核函数包括：盒状(box)卷积核、三角形(triangle)卷积核、三次(cubic)卷积核和三次B样条(cubic B-spline)卷积核，由此形成不同的内插方法。
控制器用于：
(一)根据所述脉冲信号拟合出实时的响应频谱图；
本实施例中，通过摩擦纳米发电机的实时电流信号反映动脉脉搏的脉冲信号，即摩擦纳米发电机的短路电流频谱图在一定程度上可以作为脉冲信号的响应频谱图。
(二)根据所述响应频谱图计算出实时心率H；
本实施例中，可通过在响应频谱图中，测量相邻两个波峰之间的间距Δx，然后即可计算出实时心率H＝60/Δx。
(三)分析所述实时心率H与一个理论阈值区间(H1，H2)的关系，进而得到当前心跳状态的判断结果，决策过程如下：
(1)当H≤H1时，则判断当前处于慢心跳状态；
(2)当H1＜H＜H2时，则判断当前处于正常心跳状态；
(3)当H≥H2时，则判断当前处于快心跳状态；
显示模组包括分别与多种判断结果相对应的指示灯。指示灯用于显示相应的判断结果：慢心跳状态显示黄色、正常心跳状态显示绿色、快心跳状态显示红色。
通讯模块用于将实时心率以及判断结果发送至交互端。交互端可以为手机、平板电脑、智能手表、笔记本电脑中的任意一种。在本实施例中，通讯模块还可以将与实时脉冲信号相关的响应频谱图发送至交互端。
本实施例中，通讯模块可以将实时的响应频谱图、心率以及判断结果，通过蓝牙发送至手机APP后，使用者可以在手机上实时观察自身当前的心率以及心跳状态，还可根据响应频谱图观察当前的心跳特征。
本实施例还提供一种心率监测方法，该心率监测方法可以应用于上述的心率监测设备中。心率监测方法包括如下步骤：
S1.实时采集动脉脉搏的脉冲信号。
S2.对脉冲信号进行滤波处理。
S3.根据滤波处理后的脉冲信号拟合出实时的响应频谱图。
S4.根据响应频谱图计算出实时心率H。
S5.分析实时心率H与一个理论阈值区间(H1，H2)的关系，进而得到当前心跳状态的判断结果，决策过程如下：
(1)当H≤H1时，则判断当前处于慢心跳状态。
(2)当H1＜H＜H2时，则判断当前处于正常心跳状态。
(3)当H≥H2时，则判断当前处于快心跳状态。
S6.显示当前的心跳状态判断结果，并将实时心率以及判断结果发送至交互端。
实施例2
本实施例提供一种PVDF薄膜，还提供该PVDF薄膜的制备方法。通过该制备方法制备出的PVDF薄膜可以应用于实施例1中的心率监测设备的纳米发电机中。
该PVDF薄膜的制备方法可以包括以下步骤。
先配置电纺溶液：
将1g的PDVF(聚偏氟乙烯)粉末溶解于9mL的DMF(N,N-二甲基甲酰胺)溶剂中，在室温下搅拌3h，静置30min后，得到质量分数为10％的电纺溶液。
对电纺溶液进行静电纺丝处理：
请参阅图2，先准备装填容量在20mL的塑料注射器、20G的金属喷嘴、高压电源以及一个接收平台铝箔，然后将塑料注射器的注射出口与金属喷嘴连通。在塑料注射器装填电纺溶液后，将高压电源的正极连接到与金属喷嘴上，再将高压电源的负极连接到一个接收平台铝箔上。然后在金属喷嘴的尖端与接收平台铝箔之间的距离15cm处施加16kV的高压，并保持环境温度和相对湿度分别在28℃和30％。在上述条件下，控制塑料注射器的注射泵以1.0mL/h的流速持续进料，静电纺丝3h。
静电纺丝后，将PVDF纳米纤维毡放置在室温下干燥一夜，去除PVDF纳米纤维毡表面的残留溶剂后备用。
请参阅图3，对PVDF纳米纤维毡热处理前，先利用PTFE(聚四氟乙烯)薄膜包裹住PVDF纳米纤维毡。聚四氟乙烯具有耐高温的特点，在热处理时对PVDF纳米纤维毡可起到保护作用。包裹的具体操作过程可以为：
如图3中的第I、II环节，将PVDF纳米纤维毡置于两层PTFE薄膜之间，再将两层PTFE薄膜相互贴紧，以使PVDF纳米纤维毡收容在两层PTFE薄膜之间所形成的间隙中。本实施例中，PVDF纳米纤维毡与PTFE薄膜之间平行设置，另外PTFE薄膜的形状可以与PVDF纳米纤维毡相互匹配，且面积可相等，从而使得PTFE薄膜可以良好的包裹住PVDF纳米纤维。
如图3中的第III环节，在包裹好PVDF纳米纤维毡后，可通过烘箱对其进行热处理。热处理时，可将包裹好PVDF纳米纤维毡的PTFE薄膜置于石英板上，一并放入烘箱内进行热处理。
按照时间顺序，热处理依次包括以下环节：
第一环节：在100℃下热处理1h。
第二环节：在120℃下热处理35min。
第三环节：在145℃下热处理25min。
第四环节：在160℃下热处理15min。
第五环节：在175℃下热处理5min。
经过上述五个加热环节后，将烘箱内的成品取出并冷却至常温后，从两侧PTFE薄膜内取出热处理后的PVDF纳米纤维毡，即PVDF薄膜。
实施例3
本实施例提供一种基于PDVF-AgNWs复合材料的摩擦纳米发电机，其可以应用于实施例1中的心率监测设备中的摩擦纳米发电机中。PDVF-AgNWs复合材料包括上下叠置的两层薄膜：PVDF薄膜和AgNWs薄膜(银纳米线薄膜)。PVDF薄膜和AgNWs分别作为摩擦纳米发电机的摩擦层和电极层，且PVDF薄膜可以为实施例2中的PVDF薄膜。
本实施例中，PVDF薄膜与AgNWs薄膜的形状尺寸可相互匹配，且均可设置成矩形，二者之间可通过双面胶固定：先在AgNWs薄膜的表面的相对两侧分别设置双面胶，然后将AgNWs薄膜具有双面胶的一侧与PVDF薄膜重合且固定。
以下将对具备实施例2中PVDF薄膜的摩擦纳米发电机进行性能表征和测试。本实施例中，对摩擦纳米发电机进行性能表征和测试可使用到如下测试工具：扫描电子显微镜(SEM)、电流前置放大器、线性电机、压缩测力计以及计算机等。场发射扫描电子显微镜可对PVDF薄膜的纳米纤维表面形貌进行检测表征，本实施例中的电子显微镜的型号可采用日立的SU8020。电流前置放大器可以测量摩擦纳米发电机的短路电流、开路电压、转移电荷以及不同电容器的充电电压。直线电机(线性电机)可以实现模拟周期性的接触和分离运动。压缩测力计可以测量施加在摩擦纳米发电机上的力。另外，还可以通过在计算机上安装LabVIEW软件实现数据的显示和存储。
请参阅图4，通过扫描电子显微镜可以观察未经热处理的PVDF薄膜在不同放大倍率下的表面形貌，其中可以发现由均匀的纳米纤维形成的孔洞结构。通过多层堆叠的纳米纤维网格构建了大量的三维微纳米级孔，使得摩擦纳米发电机具备良好的透气性能。另外，选用静电纺丝法制成的纳米纤维层(即PVDF薄膜)作为摩擦纳米发电机的介电材料，因为其具有纳米纤维的表面微观结构、良好的柔软性、稳定的力学性能、优异的柔韧性以及良好的生物相容性。
请参阅图5和图6，由图5和图6可以看出，经过热处理后的PVDF薄膜的透明度得到显著增强。为了评价PVDF薄膜的透明度，本实施例中进行了透明度测量，可以通过现有的透明度检测设备进行检测。由图7可以看出，在可见波长范围处于400～800nm的范围内时，PVDF薄膜的透光率最高可以达到80％以上，当将该PVDF薄膜应用于摩擦纳米发电机时，可以使摩擦纳米发电机表现出优异的透射率，高透明性的PVDF薄膜有益于提供信息的视觉传输，这对光电器件、生物医学成像以及显示器等必不可少，从而有利于应用于光学领域。另外，高透明性的PVDF薄膜具备优良的可视性，便于对摩擦纳米发电机的安装结构进行检查，减少了摩擦纳米发电机的安装成本，同时提高了检查以及安装效率。
请参阅图8，如图中所示，摩擦纳米发电机能够承受折叠和扭转等多种变形状态，说明该摩擦纳米发电机可以用于人类友好的皮肤界面生物传感器，证明了其在可穿戴应用中的应用前景。
以下将对本实施例中的摩擦纳米发电机的发电机理作出阐述：
摩擦纳米发电机与人体颈动脉处的皮肤二者之间可通过双面胶固定。先在摩擦纳米发电机的摩擦层PVDF薄膜表面的相对两侧分别设置双面胶，然后将PVDF薄膜具备双面胶的一侧贴在颈动脉处的皮肤表面固定。请参阅图9，图9为摩擦纳米发电机在颈动脉搏动过程中产生电能的示意图，其中图的上半部分为人体皮肤表面，图的下半部分自上而下依次为PVDF薄膜和AgNWs薄膜。
如图10所示，为了更定量地了解发电过程，可建立摩擦纳米发电机的理论模型，并可通过COMSOL Multiphysics仿真软件建立简单的有限元模拟，观察完全分离状态下的电势分布。
如图11所示，本实施例中的摩擦纳米发电机是基于接触带电和静电感应耦合效应的发电机理，图11中的i、ii、iii以及vi是一个周期内的相对运动，可以简化为摩擦纳米发电机的摩擦层和电极层发生的接触分离过程。
单电极模式摩擦纳米发电机的工作原理总体上来说是一种摩擦起电和静电感应两方面的综合效应。在初始位置，AgNWs薄膜和PVDF薄膜在外界机械力的作用下接触在一起，由于摩擦起电效应，表面电荷将在两材料之间转移。由于PVDF薄膜有很强的得电子能力，而AgNWs薄膜有很强的失电子能力，因此接触后，PVDF薄膜将在接触的表面带负电，而AgNWs薄膜由于失去电子而带正电。由于高分子材料的绝缘性能，这些负电荷将在PVDF薄膜表面持续停留几小时，甚至几天。在初始状态下，由于摩擦电荷在一个平面上，所以两个电极之间没有电势差，如图11-i。一旦外界的机械运动使两个摩擦表面产生一定的间隙，两个电极之间就会产生一定的电势差。值得注意的是，人体是一个良好的导体，当AgNWs薄膜通过外部负载连接到人的皮肤(即接地)，则摩擦纳米发电机将以单电极模式工作，人的皮肤可视为参考电极。如果将两个电极连接起来，建立的电极电势差将使电子从参考电极转移到主电极(AgNWs薄膜)，在外电路中形成一个电流，如图11-ii所示。当PVDF薄膜移动到一个足够远处，基本上一半的负电荷将从参考电极转移到主电极如图11-iii。一旦PVDF薄膜受外力作用再次与AgNWs薄膜接触，间隙的减少将使主电极比参考电极有一个更低的电势。因此，电子将从主电极定向漂移到参考电极如图11-vi。这个过程也将会产生一个电流。当PVDF薄膜与AgNWs薄膜再次接触时，所有的正电荷将会流回到AgNWs薄膜中，如图11-i。
本实施例还通过实验测试摩擦纳米发电机的电气输出性能，摩擦纳米发电机的电气输出性能包括：开路电压、短路电流和转移电荷，由直线电机系统地测试。在固定外力为8N的条件下，首先用直线电机测量了摩擦纳米发电机在0.5Hz～3.0Hz的振动频率下的频率响应。
请参阅图12，图12表示随着振动频率从0.5Hz增加到3Hz，短路电流从0.6μA急剧增加到2.8μA。由此可以理解，较高的振动频率可以有效地促进电荷转移，缩短电流峰值持续时间，从而使得短路电流幅值较高。换句话说，振动频率的增加有利于短路电流的增大。
请参阅图13和图14，由图13、图14可以看出，随着振动频率从0.5Hz增加到3Hz，转移电荷、开路电压均略有增加，说明振动频率的增加对短路电流的影响大于对开路电压和转移电荷的影响。这是因为：首先，在相同外力的作用下，较高的振动频率可以刺激外接电子在较短时间内流动，从而提高开路电压和转移电荷。此外，随着振动频率的升高，摩擦层表面电荷不会被完全中和，这也可能导致开路电压和转移电荷的增加。
另外，本实施例还评估外力对摩擦纳米发电机的输出性能的影响：
请参阅图15、图16以及图17，图15、图16以及图17分别表示随着外力从1N增加到20N，对短路电流、转移电荷以及开路电压造成的不同影响。由图可以看出，当振动频率为1.5Hz固定不变，且施加冲击力在1N时，开路电压、短路电流以及转移电荷分别逐渐增加至107V、0.5μA以及34nC；施加的冲击力在20N时，开路电压、短路电流以及转移电荷分别逐渐增加至300V、2.7μA以及94nC。这种增强可能是由于在更大的施加冲击力时，AgNWs薄膜与PVDF薄膜之间接触的更密切。
以上结果清楚地表明，除了振动频率的大小外，冲击力对摩擦纳米发电机的输出性能也有明显的影响。
请参阅图18和图19，图18反映摩擦纳米发电机在外接负载时，不同振动频率下的功率密度变化。图19表示摩擦纳米发电机在外接负载时，不同振动频率下的输出电压和电流变化。由图可以看出，功率密度、电压以及电流都随着振动频率的增加而增加。
请结合图20以及图21所示，在0.5Hz的振动频率下施加8N的力，连续加载1000次和3000次后，开路电压和短路电流几乎均没有明显下降，这清楚地说明该摩擦纳米发电机具备显著的稳定性和实用价值，从而使得该摩擦纳米发电机成为生物力学能量收集设备以及多功能自供电设备的良好候选。
如图22所示，在1.5Hz的振动频率下施加8N的力，通过串联可变电阻R，测量摩擦纳米发电机的电流。根据欧姆定律，随着电阻R的增加，电流呈现出先稳定而后下降的趋势，而电压则呈现出与电流相反的趋势。因此，摩擦纳米发电机的平均功率密度可以用以下计算公式表示：
P＝I2R/A
其中，P表示摩擦纳米发电机的平均功率密度；I为电流；A为有效接触面积。
由图23所示，摩擦纳米发电机的功率密度首先逐渐增大，在电阻R达到40MΩ时达到最大，约为306mW/m2。这里需要说明的是，图18、图19、图22、图23的横坐标各个节点处实际上指的是4×102Ω、4×103Ω、4×104Ω……4×1010Ω。
本实施例还对摩擦纳米发电机的能量收集进行测试。由于摩擦纳米发电机产生的电能可进一步储存于储能装置，以供日后使用。本实施例中，测试不同振动频率和不同电容容量(1μF～100μF)对摩擦纳米发电机充电能力的影响，以探索和论证摩擦纳米发电机对小型电子产品可持续驱动的自供电性能。
请参阅图24、图25以及图26，图24中的三条曲线分别为振动频率在1Hz、2Hz以及3Hz时，摩擦纳米发电机的充电速率随时间变化曲线。图25中的六条曲线分别为电容容量在1μF、3.3μF、10μF、33μF、47μF以及100μF时，摩擦纳米发电机的充电速率随时间变化曲线。可以明显看出，摩擦纳米发电机的充电速度随着振动频率的增加而增大，而充电速度会随着电容容量的增加而减小。因此，电容器中所储存的电能可以持续地为各种微型可穿戴电子产品供电，例如图26中所示的温度计。
此外，如图27所示，在正常的手速和力度拍打下，一个4×4cm尺寸的摩擦纳米发电机可以瞬间点亮约200个串联的商用LED。
请参阅图28，图28为充电过程中记录的电压随着时间的变化曲线。充电电压达到阈值后，温度计开始工作。虽然电压经历了一个快速放电过程，但如果设备不断拍打，它可以再次充电。该示范表明，摩擦纳米发电机可作为电子系统的可持续电源，在便携式和可穿戴电子产品方面具有巨大的潜力。
如图29所示，本实施例还对摩擦纳米发电机的压力灵敏度进行测试：测试摩擦纳米发电机对不同重量的物体压迫时的响应，其中，不同重量的物体分别为：0.13g的海绵、0.40g的回形针、0.61g的亚克力板以及1.24g的夹具。由图可以看出，对于质量仅有0.13g的海绵，摩擦纳米发电机也能稳定地产生电信号，这充分证明摩擦纳米发电机具有良好的压力灵敏度。
进一步地，由于摩擦纳米发电机具备良好的压力灵敏度，本实施例还测试施加负载力时摩擦纳米发电机的电气输出：如图30所示，开路电压和短路电流均随着施加负载力的增大而增大。此外，当压力超过4N时，开路电压与短路电流呈现近似线性增长的关系。
众所周知，脉搏是医学专业人员和卫生保健人员监测患者身心状况的主要生命体征，是早期识别相关各种疾病的重要指标。正常情况下，成人的平均心率在60～100/min之间，对应的心跳频率在1.00Hz～1.67Hz之间。本实施例中，通过将一个柔性的摩擦纳米发电机(尺寸为2×2cm2)贴在志愿者的脖子上，监测具有规则和可重复脉冲形状的实时动脉脉冲电压信号。
请参阅图31和图32，图31表示上述志愿者实时的动脉脉冲电压信号随时间的波动曲线图。这里需要说明的是，正常状态下，心率和动脉脉搏的跳动频率一致。人体有多处动态脉搏，而颈部动态脉搏由于其起搏较为明显，从而容易进行监测。由于动脉脉搏在跳动时会带动皮肤表面肌群跳动，因此当摩擦纳米发电机被固定在该处时，通过观察摩擦纳米发电机的放电规律，可以有效对人体动脉脉搏跳动频率(即心率)进行监测。另外，动脉脉冲波也可以表示为图32中展示的实时短路电流信号。
请参阅图33，图33中实时记录了不同个体的心跳状态，包括“慢”、“正常”以及“快”这三种心跳状态，不同心跳状态下的心率存在显著差异，例如“快”心跳状态的心率为115次/min，“慢”心跳状态的心率为45次/min。由图33可以说明本实施例提供的摩擦纳米发电机能够准确区分不同的心跳状态。
请参阅图34，本实施例中的摩擦纳米发电机附着与人体颈部时，计算出响应时间τ＝48ms。因此，本实施例中的摩擦纳米发电机可依赖于人体肌肤表面的变形和颤动，从而可用于对心率进行监测。
另外，由于本实施例中的摩擦纳米发电机可应用于可穿戴设备领域，因此对于可穿戴电子皮肤，洗涤耐用性是其长期使用的必要条件。以下还对本实施例中的摩擦纳米发电机的洗涤耐用性作出测试评价：本实施例通过模拟一个家用洗涤环境，以对摩擦纳米发电机的洗涤耐用性进行测试。将摩擦纳米发电机置于烧杯内，并添加水和家用洗涤剂，通过磁性搅拌棒进行搅拌，然后用清水冲洗摩擦纳米发电机并晾干，从而完成一个完整的洗涤过程。
请参阅图35至图37，图35、图36、图37分别表示经过多次洗涤循环，短路电流、转移电荷、开路电压随时间的变化曲线。由图可以明显看出，经过多次洗涤循环后，摩擦纳米发电机产生的输出电压信号可以很好的保持初始性能，保证了其在实际应用中的洗涤耐用性。
本实施例中，还通过实验对本实施例中的心率监测设备进行测试：志愿者通过控制当前的运动强度，以调节自身的心率。例如在静置不动的一段时间内，志愿者的心率处于自身平时的一个正常水平；在慢跑的一端时间后，志愿者的心率会小幅度增加；若短时间内快速奔跑(即剧烈运动)，志愿者的心率则大幅度增加；在运动后休息一端时间，心率还会逐渐减少至正常水平。
在上述前提条件下，将实施例1中的心率监测设备保持固定在志愿者的颈部，以对志愿者的心率进行实时测量。
如图38所示，对应志愿者处于保持静置状态，而摩擦纳米发电机所发出的电信号是较为规则的，由图可以看出，正常心跳状态下的平均间隔为0.8s，振幅为15nA。再参阅图39，对应志愿者由静置状态转为短暂的运动状态，由图可以看出，振幅在第9s时显著增加，且增加到原有水平的2.5倍，说明心跳开始加快。最后再参阅图40，对应志愿者由运动状态转为短暂的休息状态，由图可以看出，振幅在第10s时开始降低，且降低到原有水平的0.66倍，说明心跳开始减慢。
综上所述，该PVDF薄膜，具备由均匀的纳米纤维形成的孔洞结构，通过多层堆叠的纳米纤维网格构建了大量的三维微纳米级孔，使得摩擦纳米发电机具备良好的透气性能。另外，PVDF薄膜经过五个加热环节热处理后，在可见波长范围处于400～800nm的范围内时，PVDF薄膜的透光率最高可以达到80％以上，当将该PVDF薄膜应用于摩擦纳米发电机时，可以使摩擦纳米发电机表现出优异的透射率，从而有利于摩擦纳米发电机在光学领域中以及可穿戴设备中的应用。该摩擦纳米发电机选用静电纺丝法制成的纳米纤维层(即PVDF薄膜)作为介电材料，从而具备良好的柔软性、稳定的力学性能、优异的柔韧性以及良好的生物相容性。通过垂直接触-分离式的纳米银线薄膜和聚偏氟乙烯纳米纤维双层结构，该摩擦纳米发电机具备良好的灵敏度以及理想的柔韧性。另外，该摩擦纳米发电机还具备响应速度快、稳定性强等优点，且摩擦纳米发电机的最大平均功率密度为306mw/m2，从而可为多种电容充电，并驱动便携式电子产品，在可穿戴设备领域具备广泛的应用前景。
实施例4
本实施例提供一种基于摩擦纳米发电的可穿戴式供电设备，其可以应用实施例2中的PVDF薄膜，也可以应用实施例3中的摩擦纳米发电机。可穿戴式供电设备包括：摩擦纳米发电机、整流器以及储电模块。
请参阅图41，摩擦纳米发电机固定在皮肤表面。摩擦纳米发电机可包括形状相互匹配的PVDF薄膜2、AgNWs薄膜3以及两块基板1。
本实施例中，在纳米发电机固定在皮肤表面处时，按照由皮肤表面至纳米发电机的方向，可以依次分布为：其中一个基板1、PVDF薄膜2、AgNWs薄膜3、另一个基板1。
PVDF薄膜2和AgNWs薄膜3分别作为摩擦纳米发电机的摩擦层和电极层。本实施例中，PVDF薄膜2和AgNWs均可以通过实验制备得到，也可直接采购。PVDF薄膜2、AgNWs薄膜3以及基板1的形状均可采用圆形、椭圆形、矩形、扇形中的任意一种。本实施例中，PVDF薄膜2可以设置成呈40×40mm的正方形状。
PVDF薄膜2和AgNWs薄膜3相对设置，且二者的相对内侧设置有间隙5。本实施例中，AgNWs薄膜3靠近PVDF薄膜2的一侧设置有两条泡沫海绵6。两条泡沫海绵6相对平行设置，且对称式分布在AgNWs薄膜3的两端。两条泡沫海绵6的在自身厚度方向上的同一侧与AgNWs薄膜3固定连接，另一侧与PVDF薄膜2固定连接，由此在PVDF薄膜2和AgNWs薄膜3之间形成间隙5。本实施例中，间隙5的厚度为3mm。
PVDF薄膜2和AgNWs薄膜3的相对外侧分别与两块基板1固定连接。本实施例中，PVDF薄膜2和AgNWs薄膜3二者的相对外侧均可以涂覆有环氧胶层一41，进而可实现各自与基板1的固定。环氧胶层一41的形状与PVDF薄膜2以及AgNWs相匹配。
每块基板1的韧性满足：在PVDF薄膜2或AgNWs薄膜3形变后产生回弹，进而实现PVDF薄膜2与AgNWs薄膜3之间的接触分离过程。本实施例中，基板1可采用具有良好韧性的亚克力板。
本实施例中，通过在PVDF薄膜2与AgNWs薄膜3之间设置一定的间隙5，并且通过将摩擦层和电极层附着于韧性良好的基板1上，从而提高摩擦层和电极层接触后分离的速度，可增加转移电荷，提高摩擦纳米发电机的输出。
另外，为了实现摩擦纳米发电机与人体皮肤实现固定安装，固定在PVDF薄膜2上的基板1，其背离PVDF薄膜2的一侧上涂覆有对称设置的两处环氧胶层二42。基板1通过两处环氧胶层二42与皮肤固定连接，进而实现纳米发电机粘连在皮肤表面处。在其他实施例中，环氧胶层一41和环氧胶层二42也可替换为形状对应的双面胶带。
摩擦纳米发电机可以固定连接在肘关节、膝关节、足底、脖颈中的任意一处皮肤表面处。这几处安装部位在人体正常行走或运动时，相应的皮肤表面会产生明显的振动、褶皱、翻转以及挤压等运动，从而为摩擦纳米发电机提供丰富的机械能。而摩擦纳米发电机能够将这些机械能转化为电能，具体原理在下文中介绍，在此不再赘述。在实际应用过程中，可根据需要供电的电子产品，将摩擦纳米发电机设置在适应部位。例如在为智能手表供电时，可以将整个供电设备固定在手臂上，而摩擦纳米发电机可以固定在肘关节内侧。使用者通过屈伸手臂使得基板1带动摩擦层和电极层不断接触分离。或使用者通过另外一个手掌对表面的基板1直接进行拍打，从而使得摩擦纳米发电机的输出效率更高。
请参阅图42，整流器可采用整流桥，通过在摩擦纳米发电机上连接整流桥，可以将摩擦纳米发电机产生的交流电变成直流电。在连接整流桥之后，并联一个电容，可以给电容充电，使得摩擦纳米发电机产生的电储存在电容中，以备给其他电子设备供电。
储电模块用于储存整流器转化后的直流电电能。本实施例中，储电模块可以采用上述的电容，也可采用现有的可充电式锂电池。这里需要说明的是，无论是电容还是可充电式锂电池，都可以选择较为轻量化的进行储能，由于本实施例中的供电设备基于摩擦纳米发电的原理，其能够在人体运动的情况下实时地产生电能，因此无需容量过大的储电模块，从而可提高供电设备的便捷性。另外，储电模块能够循环充电，能够对可穿戴电子产品进行反复持续供电，避免了资源上的浪费。
本实施例中，供电设备还可以包括自动断电模块。自动断电模块可以在储电模块储存的电能达到峰值时，自动断开储电模块与摩擦纳米发电机之间的连接，从而避免对充电电路提供了保护作用。
综上，该可穿戴式供电设备基于摩擦纳米发电的原理，其能够在人体运动的情况下实时地产生电能，从而无需容量过大的储电模块，进而可提高供电设备的便捷性。另外，储电模块能够循环充电，能够对可穿戴电子产品进行反复持续供电，避免了资源上的浪费。摩擦纳米发电机可以固定连接在肘关节、膝关节、足底、脖颈中的任意一处皮肤表面处。这几处安装部位在人体正常行走或运动时，相应的皮肤表面会产生明显的振动、褶皱、翻转以及挤压等运动，从而为摩擦纳米发电机提供丰富的机械能。而摩擦纳米发电机能够将这些机械能转化为电能。可穿戴式供电设备可根据需要供电的电子产品，将摩擦纳米发电机设置在适应部位。例如在为智能手表供电时，可以将整个供电设备固定在手臂上，而摩擦纳米发电机可以固定在肘关节内侧。使用者通过屈伸手臂使得基板带动摩擦层和电极层不断接触分离。或使用者通过另外一个手掌对表面的基板直接进行拍打，从而使得摩擦纳米发电机的输出效率更高。
以上所述实施例仅表达了本发明的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对发明范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本发明的保护范围。因此，本发明的保护范围应以所附权利要求为准。
Claims (10)
1.一种基于摩擦纳米发电的心率监测设备，其特征在于，其包括：
信号采集模块，其用于实时采集动脉脉搏的脉冲信号；所述信息采集模块包括摩擦纳米发电机；所述摩擦纳米发电机包括上下叠置的两层薄膜：PVDF薄膜和AgNWs薄膜；所述PVDF薄膜和所述AgNWs分别作为所述摩擦纳米发电机的摩擦层和电极层；以及
控制器，其用于：
(一)根据所述脉冲信号拟合出实时的响应频谱图；
(二)根据所述响应频谱图计算出实时心率H；
(三)分析所述实时心率H与一个理论阈值区间(H1，H2)的关系，进而得到当前心跳状态的判断结果，决策过程如下：
(1)当H≤H1时，则判断当前处于慢心跳状态；
(2)当H1＜H＜H2时，则判断当前处于正常心跳状态；
(3)当H≥H2时，则判断当前处于快心跳状态。
2.根据权利要求1所述的基于摩擦纳米发电的心率监测设备，其特征在于，所述PVDF薄膜与所述AgNWs薄膜的形状尺寸相互匹配，且均设置成矩形，二者之间通过双面胶固定连接。
3.根据权利要求1所述的基于摩擦纳米发电的心率监测设备，其特征在于，所述心率监测设备还包括：
信号处理模块，其用于对所述脉冲信号进行滤波处理。
4.根据权利要求3所述的基于摩擦纳米发电的心率监测设备，其特征在于，所述信号处理模块采用由LabVIEW中设计的有限脉冲响应低通滤波器进行信号处理。
5.根据权利要求1所述的基于摩擦纳米发电的心率监测设备，其特征在于，所述心率监测设备还包括：
显示模组，其包括分别与多种判断结果相对应的指示灯；所述指示灯用于显示相应的判断结果：慢心跳状态显示黄色、正常心跳状态显示绿色、快心跳状态显示红色。
6.根据权利要求1所述的基于摩擦纳米发电的心率监测设备，其特征在于，所述心率监测设备还包括：
通讯模块，其用于将所述实时心率以及所述判断结果发送至交互端。
7.根据权利要求6所述的基于摩擦纳米发电的心率监测设备，其特征在于，所述通讯模块采用蓝牙、ZigBee、WiFi、4G通信模组以及5G模组中的任意一种。
8.根据权利要求1所述的基于摩擦纳米发电的心率监测设备，其特征在于，通过所述摩擦纳米发电机的实时电流信号反映所述动脉脉搏的脉冲信号。
9.根据权利要求1所述的基于摩擦纳米发电的心率监测设备，其特征在于，所述实时心率H的计算公式为：
H＝60/Δx
其中，Δx为响应频谱图中的相邻两个波峰之间的间距。
10.一种基于摩擦纳米发电的心率监测方法，其特征在于，其应用于如权利要求1至9中任意一项所述的基于摩擦纳米发电的心率监测设备；所述心率监测方法包括如下步骤：
S1.实时采集动脉脉搏的脉冲信号；
S2.对所述脉冲信号进行滤波处理；
S3.根据滤波处理后的所述脉冲信号拟合出实时的响应频谱图；
S4.根据所述响应频谱图计算出实时心率H；
S5.分析所述实时心率H与一个理论阈值区间(H1，H2)的关系，进而得到当前心跳状态的判断结果，决策过程如下：
(1)当H≤H1时，则判断当前处于慢心跳状态；
(2)当H1＜H＜H2时，则判断当前处于正常心跳状态；
(3)当H≥H2时，则判断当前处于快心跳状态；
S6.显示当前的心跳状态判断结果，并将所述实时心率以及所述判断结果发送至交互端。
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| CN202210725992.9A CN115919276A (zh) | 2022-06-23 | 2022-06-23 | 一种基于摩擦纳米发电的心率监测设备及其方法 |
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