论文柔性可穿戴式压力传感设备与其医疗方向应用综述，本文是设备有关毕业论文模板范文跟方向和穿戴式和柔性有关毕业论文模板范文.
摘 要：在可穿戴设备中最常见的便是压力和触觉传感器.针对国际前沿的压力及触觉传感器的传感原理、材料选择、制作方法、传感原理以及应用加以阐述.另外,针对柔性传感器作者将介绍近年来在相关领域的研究积累.
关键词: 柔性传感器；可穿戴；压力传感器；柔性聚合物；MEMS
中图分类号：TN2 文献标识码：A
1 前言
近年来,随着可弯曲、可延展性和生物兼容性有机材料的探索、开发,使其在生物医学器件领域应用越来越广泛：如柔性压力阵列鞋垫,可检测病人行走过程中的脚底压力的变化；柔性手腕血氧传感器,可通过光学方式检测进行血饱和氧浓度分析；柔性动态压力传感器置于手腕,以实时监测心跳及脉搏信息；环状骨压力传感器；骨压、眼压等压力传感器；用于假肢触觉感知的多通道触觉传感器等,得益于有机化学、生物材料的发展.生物兼容性传感器的柔性基底和皮肤的机械性质如柔性度、强度、弹性的差别趋于接近,使得越来越多的可穿戴式设备的涌现,设备的舒适度也逐渐提升.微机械电子系统（Microelectro-mechanical system, MEMS）和非传统的微加工工艺如软膜层压技术、图形转印技术、丝网印刷技术等多种技术可以根据多种实际需求在柔性衬底上制作相关应用的用于生物医疗的微传感器.常见的压力和触觉感知的柔性传感器原理包括：压阻感知、电容感知以及压电感知.文章将介绍相关柔性传感器的机理,相关团队的近期研究内容,作者团队的近期研发成果以及今后该领域的研究方向.
2 压阻式柔性传感器
压阻式柔性传感器以其较为简单的“单层”敏感层和读出电路,得到广泛应用.通常压阻式传感器有纳米导电材料或延展性较好的金属材料,其中的纳米导电材料包括纳米颗粒金,银,碳纳米管,碳黑和石墨烯等.Takei[1] 研究小组通过样品喷涂方式使碳纳米管- 银混合纳米颗粒组装成的柔性压力传感器敏感层,其结构层由柔性聚二硅氧烷(PDMS) 组成.电阻初始值变化率小于2%,灵敏度在8%Pa-1,在500 个弯曲周期后的伏- 安测试中,以及1000 个弯曲周期的电阻测试中,电阻仍能与保持相应初始值保持一致（图1）.
图2a 为通过图案转印方式把柔性衬底A 上的金属层转移到柔性衬底B 上作为压阻式传感器金属层.当金属与衬底B 的结合强于与衬底B 的结合能时,即可实属层的转移[2].图2b 为金属图案转移后在衬底B 上形成的波浪电极图形；图2c 的图形为两支点式金属悬臂层；图2b、c 中金属图案配置方式可增大金属及衬底的延展度,增大传感器的静态传感范围；采用图2b、c 两方案制作的压阻传感器具有100% 的形变传感范围.
头发的胶质纤维的生理状况受一些内在因素,如水分、维生素、蛋白质含量,和一些外在因素,如空气污染,紫外线照射等决定.采用柔性梳子,通过测量头发对梳子的机械阻力可检测头发纤维的损坏程度,从而间接地反映了上述内外在条件的变化.作者利用特氟龙材料（Teflon）作为基底制作二维的平面梳子（图3）,并采用丝网印刷技术,在梳子每个齿上制作基于纳米银颗粒的应力计.图3b 为系统图,其中右端的电路可同时获取8 通道的电阻值信息,并通过蓝牙芯片上传至上位机.图3c为通道5 的标定结果.在5 号齿通道压力计的末端施加力,电阻值和相应的最大形变被记录.经测试得到,应力计灵敏度为3%N-1.
应力计也可以采用金属沉积的方式进行制作,对于延展性较大的柔性衬底材料如创可贴、胶布等,在进行延展的过程中,其上端沉积金属线的局部会因为延展过长进而产生微米级别的金属线断裂,从而使电阻值急剧升高至上千倍.在某些应用中,可以合理利用这个金属线断裂时的电阻的变化进行应力的检测.
3 电容式柔性传感器
电容式传感作为压力传感的重要原理具有高灵敏度,宽动态范围,并且输出值不随温度变化而变化的性质.但是,器件中寄生电容的存在会使系统易于受到环境干扰.因此,在实际电容传感器设计时,需加入电荷屏蔽层以减少环境干扰.电容式压力传感器的基本结构是金属- 介质层- 金属.在制作过程中,可以通过图形化,微加工等方式在电介质层内部制作中空方块、金字塔或三角结构而增加器件对压力的灵敏度.上层金属可以通过金属的物理气相沉积、压膜或者图案转移的方式印在柔性衬底上.图4a 列举了传统柔性上下极板电容的制作方式.首先,为制作具有微结构层的电介质压力敏感层,在硅或一些硬性模具中,制作微结构；之后通过旋涂或灌注的方式进行热固加工,然后在上面蒸镀、溅射或压膜一层金属层,之后上层金属和介质层从磨具中脱离出来粘贴到下层金属及柔性衬底上（如图4b 所示）.另外,为提高信号的输出,Manneld[3]团队,制作了柔性三极管压力传感器（图4）.
Schwartz[4] 研究小组制作了多通道有机场效应管结构的柔性压力传感器；其最底层采用了柔性聚酰亚胺薄膜.另外采用了V- 型结构的PDMS 介质层覆盖在PiI2T-Si 半导体材料层；介质层上层为PET-ITO-PDMS 的柔性电极层；
上下层ITO 金属柔性层和V- 型结构PDMS 介质层通过热压方式成为一体（图5a 所示）.图5b-d 为不同压力下,效应管的电学性质.与电容式柔性PDMS 的压力传感器比较,有机场效应管有着非常高的敏感度8.4 kPa-1, 反应时间小于10ms,功耗小于1mW.然而,器件的工作电压（源-漏和源- 门）高于200V,实际应用中实现困难.上述基于电容和场效应原理制作的柔性压力传感器仅仅能够在沿传感面法向方向进行力学传感,并且上文着重介绍了通过电介质层结构变化而提高器件敏感度的方法.在传统的多方向上的力学传感（x,y 切向方向和z 法向方向）中,由于电解质的弹性在切向方向要远小于法相方向,因此在x,y方向的灵敏度远小于法向方向.为解决这个问题,最有效的方式是优化电极的组合方式与结构设计.据报道,手指状的电极方式在切向方向灵敏度提高上具有一定优势.Dobrzynska[5] 研究小组等研究人员在2013 年开发出聚亚酰胺基底的3 轴柔性电容式压力传感器（图6 所示）.如图6b 所示,每一个压力传感单元由两组水平方向垂直的手指电极组成.当Fz 施力下,电介质层压缩,C1- 四个电容值按相同比例增大,增大值正比于z 方向压力；当Fx施力下,上金属层随电介质层沿x 方向移动,C1,C3 电容减小,C2, 基本保持不变；当Fy 施力下,上金属层随电介质层沿y 方向移动,C1,C3 电容减小,C2, 基本保持不变.该文章中,在小于10 kPa的力学范围内,z 方向灵敏度为0.024kPa-1,在高压强区间（20kPa-140kPa） 内,z 方向灵敏度为6.6×10-4 kPa-1.两切向方向的灵敏度为2.8×10-4 kPa-1.
实验中发现,电容传感器的上层电极板在弯曲过程中容易破裂,影响传感器寿命.为此,悬浮上层电极板概念被提出.一个传感单元由三个电极板组成,包括下层两电极板与上层悬浮电极板.在电容获取中,直接测量从下层两极板引出的电容值.由于下层金属在施力过程中处于静止状态,因此该类型传感器较传统上下板电极比较寿命大大提高；即使上层悬浮电极板产生微小破裂,输出电容值将不会受到影响.
电容式传感器在手术过程中的应用：在急性手术过程时需要在环状软骨上方施加一个10-44 牛顿之间的力以防止肺吸气（胃内容物反流进肺部）.传统的环状软骨压力由有经验的护士施加,但文献报道,这个压力的大小因护士不同而异.为了能使施力标准化,本团队采用溅射金属形成上下电极板的方式制作了用于测量施加于环状软骨压力的力学传感器以及其读取电路（如图7 所示）[6,7].从图5a可以看出,每个压强传感单元是由三层金属层以及中间一层PDMS 可压缩层组成.其中中间金属层的两片金属与上层金属组成电容,引线由中间两层金属片引出.这样总电容为
其中Cs1 和Cs2 为两传感电极之间寄生电容,C1是压力敏感电容,Cs2 为传感电极与下层隔噪电极的寄生电容.这种电容的配置方式使得两引线在同一平面上,这种情况下,上层独立电极在随压力而引起的微小破裂将不会引起电容的断接,提高了传感器使用寿命.从图7b 看出,该压力传感器由100 个压力敏感电容单元通过行列扫描方式进行连接,之后接入处理电路,再通过信号的采集,处理、模数转换,使得系统在不到0.5 秒的时间内实时获取并显示100 个通道的压强信息；之后在对各个单元进行压强的积分,而获取压力值.该压力值范围可以通过电脑显示,或者在印刷电路板（PCB）下方的8 个LED 等进行显示（图7c）.
4 压电式压力传感器
压电式传感器广泛用于动态信息的获取,作为麦克风、陀螺仪等的常见传感原理.常见的压电薄膜包括氮化铝、氧化锌、锆钛酸铅（PZT）, 以及柔性的聚偏氟乙烯（PvDF）.在压电薄膜上施加动态压力后,薄膜两侧会产生动态电荷的积累,通过测量电路得到积累电荷的动态信息可以获取动态压力值.压电式传感器的特点是具有自生能量,并且信号输出对电磁环境干扰较小,可测量动态压力信息如声压、心跳、脉搏等.Dagdeviren[8] 等人制作出基于PZT 和柔性聚酰亚胺薄膜衬底的柔性压力传感器（图8）.该柔性传感器由多个PZT 压力敏感阵列并联组成,在输出端为超薄硅基衬底的场效应管（MOSEFT）放大电路,可以直接把电荷值转化为电压值Vgs,并进行放大（图8c）.
PvDF 材料具有高压电系数和柔性的特点,是制作柔性压电传感器的较好材料,Seminara[9] 等研究人员开发了阵列式压电聚合物触觉传感器作为人造皮肤,工作范围为1Hz ～ 1kHz.研究提出,PvDF 传感器可以利用成膜技术大规模生产成任何形状,并具有较低成本.Kim[10] 等研究人员开发出椭球形状的压电触觉传感器,PvDF 压电敏感层制作成椭球形状并可以根据加工工艺进行形状改变.另外,这种椭球形状的触点可以减小压力传感点之间的相互干扰如图9 所示,因此,基于这种椭球形加工技术制作的传感器比平状的传感单元具有更高的器件灵敏度.
基于之前作者团队通过积累的柔性压力传感器的研发经验,为解决医疗检测中设备过于复杂、庞大、用户友好度不高的问题,制作了柔性度好、便携度高、生物兼容性好的柔性压力传感器.目前作者团队致力于开发用于动态生理信号检测可穿戴式设备.设计了基于氮化铝AlN 压电工艺的柔性压力传感器,用于实时监测脉搏信息（如图10a 所示）.压力传感器是由四个传感模块组成,后端的信号处理模块可以实时获取四个点的压力信息.通过对四个信号的同步比较并分析,可以提高共模抑制比,提高脉搏信号测量精度,可检测出脉搏波信号的主波峰,计算相邻两个主波峰间的时间差；另外通过分析不同位置的脉搏信号的微弱差别,可分析出一些生理信息的变化,比如：平静、悲伤、快乐和愤怒等.器件中核心层的薄层氮化铝（厚度小于400nm）可沉积到柔性衬底,如PDMS,聚亚酰胺,PET 薄膜等.图10b 是该团队开发的多通道压电信号检测电路.电路包括具有双极放大器的信号调理电路；电路可测试出具有0.7μVrms 分辨率的信号,信号带宽0.5 ～ 100 Hz,电路噪声低于0.7μVrms,开环增益为1700.
5 结语
本文介绍了世界前沿的柔性压力/ 触觉传感器,重点阐述了其在生物医疗方面的应用,介绍了三种常见传感原理的柔性压力原理,包括：压阻式传感器、电容式传感器和压电式传感器.针对各传感器的传感机理,提出了相应的优势与局限性.针对不同应用,可根据各种传感原理分析并选择相应的传感器,包括材料的选择,原理的选择,器件结构尺寸的选择等.本文列出了具有生物医疗器件应用潜力的柔性压力传感器、触觉传感器,并对其测试结果、优势和局限性加以分析.另外,针对本实验组前期的研究成果,本文中也加以阐述并与其他研究小组进行了对比分析.今后的研究内容包括选择生物兼容性更好的材质、提高器件灵敏度,并且制作柔性的信号处理电路,达到全系统的柔性度.作者相信本文作文综述性文章可以使更多的人了解柔性力学传感器,以及其在生物医疗方向的应用价值.
此文总结：本文是关于设备方面的大学硕士和本科毕业论文以及方向和穿戴式和柔性相关设备论文开题报告范文和职称论文写作参考文献资料.
参考文献：
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