一種基于離子液滴的電容式壓力傳感器的設計

賀子龍 聶寶清＊ 閆金禮 劉子豪 張哲楷 任彤

蘇州大學電子信息學院，江蘇蘇州 215031

0 前言

在信息技術高速發展的時代，傳統型壓力傳感器已廣泛應用于工業制造、農業生產、醫學監測[1-5]、環境保護[6]、機器人[7-8]、海洋探測和宇宙探測等領域。但隨著人們對測量范圍、測量精度、響應速度、特殊應用場景的要求不斷提高，傳統型壓力傳感器的發展正面臨瓶頸。為了適應新的時代需求，研究者們通過開發柔性材料，研制新型技術，運用先進工藝，設計了多種多樣的柔性壓力傳感器，在實現傳感器的集成化、小型化和智能化的道路上邁出了重要一步。柔性壓力傳感器克服了剛性材料平面和人體表面曲線不匹配的問題，具有較高的透明度、極佳的貼合度、良好的柔韌性和較好的延展性，且體積小、重量輕，非常適合用于可穿戴醫療健康監測設備，是慢性病患者以及老人、嬰兒等特殊人群的福音[9-10]。

柔性壓力傳感器可將力學信號轉換成電學信號。與基于剛性材料的傳統壓力傳感器不同，柔性壓力傳感器的電極層、敏感材料和基底均使用可延展、柔韌性好、貼合度高的柔性材料，在受力形變時依然可以獲得精確實時的測量結果。按照工作原理的不同，柔性壓力傳感器可以分為壓電式[11]、壓阻式[12]、電容式[13]以及其他工作形式（如光學式[14]、摩擦發電式[15-16]、有機場效應晶體管式[17-18]等）。電容式、壓阻式、壓電式柔性壓力傳感器的結構如圖1所示。 表1[19]對上述各種壓力傳感器的優缺點進行了比較。

壓電式柔性壓力傳感器的工作原理是壓電效應，通常由壓電材料制成的薄膜和2個接觸電極組成。所謂壓電效應，是指某些電介質在沿一定方向上受到外力的作用而變形時，其內部會產生極化現象，同時，在它的2個相對表面上出現大小相等、極性相反的電荷[20]。聚偏二氟乙烯（PVDF）是一種質量輕、耐腐蝕、耐高溫、柔韌性好、制備簡單的聚合物，且在大面積重疊或受力彎曲時性能依舊優秀，是制作壓電式柔性壓力傳感器的常用材料。此外，鈮酸鋰單晶、壓電陶瓷PZT等均是常用的壓電材料。

表1 不同工作原理的柔性壓力傳感器的比較

壓阻式柔性壓力傳感器的工作原理是壓阻效應，通常由柔性導體層或半導體層組成的活性層與2個接觸電極組成[21]，可將外界刺激施加的壓力轉化成電阻的變化，再經測量電路將電阻信號轉化成電壓或電流信號。柔性壓阻式壓力傳感器具有結構簡單、分辨率高、靈敏度高、延展性好、成本低等優點，但使用時需要配合惠斯通電橋來消除由阻熱效應帶來的溫度漂移。壓阻式柔性傳感器的常用材料有聚乙烯基二甲氧基硅（PVMDMS）、乙烯甲基二甲氧基硅（VMDMS）、碳納米管、石墨烯和復合碳材料等。

電容式柔性壓力傳感器的工作原理是平行平板電容原理，通常由柔性電介質和2個平行可彎曲的電極板組成，可將外界刺激施加的壓力轉化成電容的變化，再經測量電路將電容信號轉化成電壓或電流信號。電容式柔性傳感器的常用基體有聚二甲基硅氧烷（PDMS）[22]、氧化銦錫薄膜（ITO）[23]、多壁碳納米管（MWCNT）[24]、銀納米線（Ag NWs）[25]等，常用介質有水凝膠[26]、離子液、海綿層[27]等。

1 基于離子液的電容式壓力傳感器

1.1 基于離子液的電容式壓力傳感器的結構

本文設計的液滴式壓力傳感器利用了與平行板電容器相似的結構，使用氧化銦錫（ITO）導電薄膜作為可彎曲的柔性電極，1-乙基-3-甲基咪唑四氟硼酸鹽（C6H11N2BF4N2）離子液作為兩極板間的電介質。

氧化銦錫（ITO）是一種N型半導體材料，通常由90%的In2O3和10%的SnO2混合而成，在粉末狀態時為黃色或黃綠色，在塊狀時為黃色偏灰色[28]。制備方法主要包括直流磁控濺射法、化學氣相沉積法、噴霧熱分解法和溶膠直接制備法。氧化銦錫（ITO）導電薄膜如圖2所示。ITO導電薄膜可彎曲，硬度高，易加工，具有良好的導電性和可見光高透光性，被廣泛應用于制作液晶顯示器、觸摸屏、有機發光二極管、抗靜電鍍膜以及各種光學鍍膜等[29]。

1-乙基-3-甲基咪唑四氟硼酸鹽是在室溫下呈液態的一種熔融鹽，具有良好的電化學特性，分子式為C6H11N2BF4N2。在實驗室中，離子液體1-乙基-3-甲基咪唑四氟硼酸鹽可以N-甲基咪唑、溴乙烷和四氟硼酸鈉為原料，按照兩步合成法制得[30]。

電容式液滴壓力傳感器的制作流程如圖3所示，該傳感器一共有三層：第一層是電極層；第二層是具有良好的化學性質的C6H11N2BF4N2離子液介質層；第三層也是電極層，形狀、大小與第一層相同。首先，使用光刻機刻蝕出圓形ITO導電薄膜，留出一近似矩形的引腳用于引線，用鑷子揭下ITO導電薄膜的保護膜后，將導電側朝上置于實驗臺上，作為傳感器的下電極，如圖3（a）所示；然后，將由3M公司生產的厚度為125 μm的雙面膠刻蝕成環形，用鑷子揭下保護膜后黏貼在ITO導電薄膜的導電側，如圖3（b）中的灰色部分；接下來，在ITO導電薄膜的中心處滴一滴C6H11N2BF4N2離子液滴，如圖3（c）所示；最后，用鑷子揭下另一片ITO導電薄膜的保護膜后，將導電側向下壓蓋在雙面膠上，作為傳感器的上電極，注意保證2片ITO導電薄膜的引腳之間的夾角大于等于90°，如圖3（d）所示。完成以上步驟后，在上下電極留出的引腳上分別黏貼導電膠帶，在導電膠帶上焊接細銅絲作為引線，得到電容式液滴壓力傳感器的成品，如圖4所示。

1.2 基于離子液的電容式壓力傳感器的原理

圖5為該基于液滴的電容式壓力傳感器的傳感原理。由圖5（a）可以看出，2個涂有透明導電材料的銦錫氧化物膜（ITO）構成了電容的2個極板，它們和環形雙面膠組成了一個傳感腔室，傳感腔室內容納了一個電解質液滴，液滴中有大量移動的離子。離子液與電極接觸后立即形成雙電層，移動電子從導電膜表面遷移，并從電解液中積聚反離子層。在外部機械負載的作用下，懸浮的聚合物膜和彈性隔離層發生形變，導致液滴-電極界面的接觸區域會發生周向膨脹（離子液滴保持體積不變），如圖5（b）所示。給定相對恒定的電荷密度，離子液滴的接觸面積發生變化將導致界面電容的大小發生變化[31]。

傳感腔的整體形變（包括柔性膜的彎曲和彈性隔離層的壓縮）將導致離子液滴-電極界面接觸面積的變化，從而導致電容測量值的變化。外接負載增大，離子液滴-電極界面的接觸面積則會增大，從而導致界面電容的增大。本文研究將此傳感器應用在脈搏測量中，當傳感器感受到脈搏沖擊時，下壓的距離增加，傳感器中的液滴與電極的接觸面積會增大，導致傳感器的電容增大。

2 電容-電壓轉換電路

為了更加直接地觀察傳感器電容的變化，需要將柔性壓力傳感器的電容值轉化成電壓信號。

差分式電容-電壓轉換電路常用于檢測電容傳感器的微小電容[32]，可有效抑制共模信號，放大差模信號。該電路原理圖如圖6所示，由2個OP37運算放大器、傳感器電容CX、標準電容Cr、反饋電容Cf1和Cf2、反饋電阻Rf1和Rf2組成。由信號發生器產生的正弦波分別經過標準電容Cr和傳感器電容CX進行放大，2個放大器的放大系數分別由標準電容Cr和傳感器電容CX與反饋電容Cf1和Cf2的比值決定。由于2個反饋電容相同，因此正弦波的放大倍數只取決于標準電容Cr和傳感器電容CX。由于2個電路結構是完全對稱的，所以它們的漂移相同。

由運算放大器的放大理論可以分析得到[33]，2個運算放大器的輸出分別為：

其中，ω表示輸入正弦信號UO1(t)的頻率；RX表示傳感器中串聯在電容上的電阻。

當ωCf1Rf1>>1和ωCf2Rf2>>1時，式（1）和式（2）變為：

當ωCXRX<<1時，式（4）變為：

差分輸出電壓為：

由式（6）可知，差分輸出電壓Uout(t)和傳感器電容值CX呈線性關系。

3 實驗測試及結果分析

電容式液滴壓力傳感器可用于測量人體脈搏信號。搭建LCR測試系統，根據經驗制作一批靜態初始（不加任何機械負載的情況）電容值在5～15 nF之間的柔性壓力傳感器，根據電容值的大小，從小到大編號為1～6。讓被測試者適當調整呼吸，使脈搏強度調整至75次/min，依次將6個傳感器用透明玻璃片壓在人體手腕脈搏跳動明顯處，觀察確認離子液的面積大小是否隨脈搏跳動發生變化，在觀察到明顯變化后，使用LCR測試系統測量此時壓力傳感器的最大電容值CMAX并記錄。令ΔC=CMAX-C0，計算在脈搏信號激勵下傳感器電容值的變化率ΔC/C0，并與C0、CMAX記錄在同一表上，如表2所示。

由表2可知，靜態初始電容值在5～15 nF的壓力傳感器靈敏度較高，在脈搏信號激勵下，傳感器電容值的變化率ΔC/C0均在40%以上。

表2 6個壓力傳感器的C0、CMAX和脈搏信號激勵下傳感器電容變化率ΔC/C0

考慮到靜態初始電容值過小的傳感器要求傳感腔內部的液滴體積過小，在實際制作時難以操作，且靜態初始電容值過小時，傳感器的穩定性較差。因此，綜合考慮傳感器的制作難度、穩定性、靈敏度等因素后，選擇電容值為7.44 nF的3號柔性壓力傳感器作進一步研究。

利用差分式電容-電壓轉換電路測試人體靜態脈搏，以0.05 s為間隔，對示波器上的電壓信號進行取樣，共計取樣80個時間點，重復上述實驗過程10次。將每個時間點對應的10次取樣結果先取平均數，再用MATLAB進行擬合，結果如圖7所示。由圖7可知，電壓脈搏信號Uout呈明顯的雙峰形，最大峰峰值約為1.57 V，頻率約為1.34 Hz，脈搏約為80.39次/min，處于60～100次/min的正常脈搏強度范圍之內。

在完成靜態脈搏信號測試后，繼續測試動態脈搏信號。讓被測試者進行原地快速跑運動，以10次/min為間隔，記錄其脈搏信號頻率從70次/min到120次/min時差分電容-電壓轉換電路輸出電壓波形的最大值與最小值（兩者之差即為該電壓輸出波形的峰峰值Uoutmax），重復上述實驗過程5次。對這5次動態測試的結果取平均值，擬合結果如圖8所示。由圖8可知，差分電容-電壓轉換電路的輸出電壓峰峰值Uoutmax與脈搏信號強度近似呈線性關系，擬合曲線的表達式為：

其中，x表示脈搏強度，單位為次/min；y表示脈搏信號對應的輸出電壓幅度，單位為V。

在此基礎上，設計以STM32F103ZET6為核心的控制電路，實物圖如圖9所示。差分式電容-電壓轉換電路的輸出信號Uout經右下腳端口進入，經模數轉換（A/D）、采樣、量化后使用藍牙串口通信技術發送至電腦端。

在電腦端搭建基于Visual Studio的人機交互界面，將人機交互界面測試結果與示波器顯示的差分式電容-電壓轉換電路的輸出信號放在一起進行比較，如圖10所示。由圖10可知，由于模擬電源和數字電源之間存在干擾，示波器觀測到的脈搏電壓信號的質量略有下降，但仍然呈明顯的雙峰形；人機交互界面中顯示的脈搏電壓信號頻率和示波器中測得的結果基本一致，但部分信號雙峰不明顯，原因是FFT采樣時，取樣點數設置的值偏低。

4 結束語

本文設計了一款以C6H11BF4N2離子液滴為介質、厚度為125 μm的ITO導電薄膜為電極的柔性電容式壓力傳感器，利用差分式電容-電壓轉換電路成功測得具有良好雙峰特性的脈搏電壓信號，并在此基礎上測試了該傳感器的動態響應特性。結果表明，該傳感器制作簡單，成本低廉，具有良好的穩定性、靈敏度、貼合度和柔韌性，適合作為柔性可穿戴設備的核心器件應用于醫療健康監測領域。未來，如何精準控制柔性電容傳感器的靜態初始電容值以及如何實現柔性傳感器的集成化、小型化、數字化、智能化、可自供電化[34]將成為該領域的重要研究內容，這是讓柔性可穿戴設備實現大規模商用的重要條件。