Современная электроника №1/2024

СОВРЕМЕННЫЕ ТЕХНОЛОГИИ 21 WWW.SOEL.RU СОВРЕМЕННАЯ ЭЛЕКТРОНИКА • № 1 / 2024 ной электрификации и переноса заряда , вызванного скольжением в плоскости . Поскольку медь более трибоэлектриче - ски положительна , чемПТФЭ , электро - ны накапливаются на ПТФЭ в процессе сокращений кожи и выработки потоот - деления . В исходном состоянии гибко - го датчика из - за электростатического равновесия между встречно - штыревы - ми электродами нет изменений , нет и электрического импульса ( тока ). При движении кожного покрова человека процесс однонаправленного скольже - ния приводит к возникновению элек - трического зарядного потока между электродами датчика до тех пор , пока не будет достигнут уровень заряда накопи - тельного конденсатора , о чём было ска - зано выше . Причём модуль FTENG спо - собен работать на различных частотах 0,5, 1,25 и 3,3 Гц , в результате чего мак - симальный ISC составляет 8,39, 19,11 и 42,25 мкА соответственно . Напряжение холостого хода (Voc), достигаемое при частоте 0,5 Гц , представлено на рис . 10. Разумеется , при разной частоте и сопро - тивлении участка кожи данные будут различны , а при увлажнении эпидер - миса вследствие естественного потоот - деления сопротивление участка кожи будет сокращаться . Так , при рабочей частоте 1,5 Гц уве - личение сопротивления свыше 1 МОм участка кожи в месте размещения дат - чика - модуля приводит к быстрому уве - личению напряжения . Зафиксирова - но , что при сопротивлении участка кожи 4,7 МОм модуль FTENG достига - ет максимальной выходной мощности 0,94 мВт ( что соответствует 416 мВт  м –2 ). Управление энергопотреблением маломощного биодатчика FWS3 состоит из встречно - штыре - вого биодатчика FENG, PMIC, регуля - тора с малым падением напряжения , двух маломощных усилителей и моду - ля BLE PSoC, интегрированного в FPCB на основе полиимида . С помощью мостового выпрямителя , преобразую - щего сигнал переменного тока , генери - руемый FTENG, в сигнал постоянно - го тока , PMIC накапливает мощность , генерируемую FTENG, в двух парал - лельных конденсаторах – условно 220 и 47 мкФ . Три нагрузочных резистора - шунта имитируют пороговые и гисте - резисные напряжения так , чтобы для автономного питания передавалась только условно избыточная энергия , а накопленная конденсаторами явля - лась « стабилизационным фондом ». И наоборот , при падении напряже - ния до 2,3 В блок управления PMIC отключает накопительные конденса - торы до тех пор , пока они не зарядятся до уровня 3,5 В . При питании биосенсо - ра только от накопительных конденса - торов – в случае отсутствия движения и потоотделения – напряжение регу - лируется электронным контроллером до 2,2 В для обеспечения стабильно - го функционирования [6]. Каждый раз , когда накопительный конденса - тор заряжается до 3,5 В , модуль BLE PSoC инициирует один рабочий цикл ~510 мс , как показано на блок - схеме . После запуска основного процессора PSoC переводит контакт ввода - выво - да общего назначения (GPIO) в высо - кий цифровой уровень , чтобы активи - ровать операционные усилители ( ОУ ) после их предыдущего отключения . Затем встроенный 12- разрядный АЦП PSoC производит выборку и усредне - ние 32 каналов потенциометрических измерений , полученных на выходе ОУ . После измерения АЦП усилители отключаются для минимизации энер - гопотребления . Для точной работы суб - модуля BLE PSoC требуется часовой кварцевый генератор (WCO) с часто - той 32 кГц , его время запуска не более 500 мс . Поэтому после измерений АЦП основной процессор PSoC запускает WCO и уходит в режим ожидания на 500 мс с ультранизким потреблением всего ~2 мкА . Затем BLE инициализи - руется , и данные передаются беспро - водным способом на контроллер . При напряжении питании 2,2…2,3 В био - датчик потребляет в среднем 330 мкА в течение ~510 мс . Характеристика производительности биосенсора Механическую надёжность сенсор - ных накладок оценивали , многократ - но изгибая их на трёхмерно - печатной форме ( радиус кривизны 2 см ) в течение 800 циклов . Измерения датчика произ - водились каждые 200 циклов . В другом исследовании непрерывные измере - ния датчиков были записаны во вре - мя активной деформации датчиков . В течение 6 недель ионоселективные датчики хранили в условиях окружа - ющей среды при комнатной темпера - туре (+25°C). Испытуемые выполняли сердечно - сосудистые упражнения на беговом тренажёре (Aeon), эллипти - ческом тренажёре (Precor) и гребном тренажёре (Stamina). Перед трениров - кой верхнюю часть спины испытуемо - го протирали спиртовыми тампонами и марлями . Затем для приклеивания FWS3 использовали водонепроницае - мую двустороннюю медицинскую лен - ту . Для обеспечения точности данных для каждого испытания использовал - ся новый пластырь с микрофлюидным датчиком . Для оценки выходной мощ - ности во время тренировки выход био - датчика подключали к осциллографу . При оценке эффективности системы , включая пластырь с микрожидкост - ным датчиком , испытуемым предла - гали двигаться на тренажёре – бего - вой дорожке с примерной скоростью Рис . 10. График заряда модуля FTENG Напряжение Эллипс Время ( с ) Гребля Бег