基于微金字塔結構全體多孔介電層的柔性電容式傳感器

關鍵詞：柔性電容式壓力傳感器；有限元模擬；金字塔微結構;多孔結構;壓力傳感;脈搏檢測；手指彎曲角度測試中圖分類號：TS103.7 文獻標志碼：A 文章編號：1001-7003（2025）08-0049-07DOI：10.3969/j.issn.1001-7003.2025.08.006

近年來，隨著傳感器技術的不斷進步，柔性傳感器也在各個領域的需求中走入大眾的視野里。多種機制的柔性傳感器（壓阻式、電容式、壓電式）被不斷開發[1]。柔性傳感器由于其本身具有的靈活性、高靈敏度，使得其在電子皮膚、機器觸覺、運動傳感、人工義體可穿戴健康檢測方面大放異彩[2]。常見的柔性壓力傳感器通常是壓縮應變傳感器，根據其工作原理可分為壓阻式、電容式及壓電式。而柔性織物壓力傳感器受限于傳感材料及制備方式，常見的是電阻式和電容式兩種。與電阻式柔性織物壓力傳感器相比，電容式柔性織物壓力傳感器具有更快的響應速度、更廣的動態范圍和更低的功耗，其利用與平行板電容器的相似工作原理，當受到外力作用時，電容器極板之間距離、極板相對面積或中間介質狀態發生改變引起電容值變化，可以將被測壓力轉換為相關的電信號。

與其他傳感器機制的傳感器相比，電容式傳感器由于其結構簡單、靈敏度高、動態響應好等優點受到大多學者的追捧與關注。傳統電容式傳感器的兩側電極層為硬質材料，當兩硬質電極板受到擠壓，介電層的厚度或介電常數的變化引起電容值的變化，以此顯示出對壓力變化產生反應。柔性電容式傳感器為了貼合服用效果，需要將介電層設計得較薄，只利用傳統電容式傳感器介電層厚度變化的機理，其電容值變化不明顯，對壓力的變化不敏感。

因此，為提高柔性傳感器的靈敏度，眾多學者對傳感器從三方面改善：電極的改變，電極層和介電層表面的微結構、多孔的介電層。2014年BenjaminC.K.Tee等[3]通過使用有限元建模模擬了不同微結構彈性基體和不同微觀結構對電容式傳感器的性能影響，發現金字塔結構是將彈性體的有效機械模量降低一個數量級的最佳形狀，并研究了不同錐體陣列結構距離對性能的影響。2019年Yang等4通過將聚苯乙烯微珠涂層與金字塔模具表面，制備出介電層后再將聚苯乙烯微珠溶于甲苯溶液，得到多孔金字塔結構的介電層，并制備出電容式傳感器。其傳感器在 0～100Pa 的檢測范圍，靈敏度提升至 44.5kPa^-1 ，且傳感器對可以在不同溫度下保持傳感的穩定性。2021年Hwang等[5]使用糖顆粒和油包水乳液的方法制備了分級多孔結構的聚二甲基硅氧烷復合材料作為傳感器的介電層 （0.18kPa^-1 ）。2023年Cui等[采用“鹽模板法”和人造凹槽的方法制備了一種單面半球型微結構的多孔介電層的電容式柔性傳感器，并使用銷釘在半球底部形成人工凹槽，此種結構配合多孔結構使其制備的傳感器在 0～50kPa 的測量范圍保持線性，并具有 3.5Pa 的低檢測極限和 50ms 的快速響應。

針對柔性傳感器的靈敏度和檢測寬度的缺陷，本文提出了一種基于微金字塔結構全體多孔的介電層的柔性電容式傳感器，選取了銅鎳導電織物作為電極層，鍍銀導電紗線作為傳感器測試引子。介電層結構設計根據已有研究選取了金子塔型微結構，金字塔型可以使受壓應力集中于金字塔尖，實現小應力對應的大應變，以提高傳感器的靈敏度。本文設計的介電層由聚二甲基硅氧烷（PDMS）和鹽（NaCI）的混合物組成，通過“模具法”制備微金字塔結構全體多孔的介電層。采用醫用PU膜封裝，穩定傳感器整體結構，得到有一定抗干擾能力的電容式傳感器。

1實驗

1.1材料與設備

材料：聚二甲基硅氧烷（PDMS）和DC184固化劑（上海市道康寧公司中國代理），純度大于 99.5% 的 NaCl （中國國藥集團化學試劑有限公司），醫用防水PU膜（武漢華衛科技有限公司），表面電阻為 0.05Ω/sq 的銅鎳導電布厚度為 0.04mm （青島志遠翔宇功能性面料有限公司），線密度為140D、 18% 含銀量的鍍銀導電線（東菀市圣芯特殊繩帶廠），所有材料均在未進行額外處理的情況下使用。

設備：DMM6500數字萬用表（KEITHLEY）、標準天秤砝碼套裝（杭州丹晶工業設備有限公司），脈沖控制步進電機（實驗室自制）。

1.2 機理分析

本文所設計的電容式傳感器模擬的是標準平面極板式的電容器，其單位面積電容的控制方程如下式所示：

式中： c 為電容值， ε 為電容器極板間的介電常數， ?_S 為兩極板間的相對面積，k為常數， ?_A 為兩極板間的距離。

靈敏度是指傳感器在穩定工作的情況下輸出量變化與輸入量變化的比值，量化到數據圖表上即為斜率。其計算如下式所示：

式中： C₀ 和 ΔC（Ψ=C-C₀） 分別是初始電容值和電容變化值。

根據上述方程，電容式傳感器的靈敏度與彈性模量和相對介電常數相關。式（1）在電容器介電層僅有一種電介質的情況下， ε 為常數（如介電層為空氣時，其介電常數為1.00053）。本文所設計的結構化PDMS介電層中電介質為PDMS與空氣的混合物，所以本文設計的電容器的電介質介電常數控制方程如下式所示：

ε=aε₁+bε₂

式中： ε 為電容器極板間的介電常數， a 為空氣電介質在介電層中所占的比例， ε₁ 為空氣介電常數，其值約為1.00053，b 為PDMS電介質在介電層中所占的比例， ε₂ 為PDMS介電常數，其值約為 2.65 。

由式（1）可知，有三個因素影響電容值：兩極板間的相對面積；材料的相對介電常數；極板間距。任何實驗條件的改變影響到這三個方面的影響因素，都會對實驗件電容值產生影響。此外，基于上述方程，可以對傳感器的實驗結果做出某些理想的預測。當傳感器被壓縮時，介電層內的空氣被置換，導致介電層中的空氣分數降低，即導致 a 值降低。因此，PDMS的比例增加，從而增加了 b 值，結果使介電層的整體介電常數ε增加。與相同的主體材料相比，早有學者證明多孔材料具有更小的壓縮模量。對于多孔結構，其壓縮變形是由于空隙閉合發生的，這個過程需要的應力相較于實心的主體材料較小，使得多孔結構能具有更優秀的靈敏度。由于金字塔的微結構外形使得施加的應力主要集中在金字塔的頂端，這使得其自身更容易變形以去除空氣。為進一步完善整體材料多空結構，本文引入了人工槽，使得整體空氣與PDMS的體積比更大，整體材料的彈性模量更低，靈敏度更好。

1.3 電極層設計與制備

傳統電容式傳感器由上下兩硬質電極板及介電層三部分組成，也因其硬質的電極板而具有較好的穩定性。電容式傳感器柔性化首先需要將電極層柔性化。為貼合人體曲面和實現可穿戴，從眾多柔性材料中，本文選擇了織物作為傳感器電極層的首選材料。

依據現有研究，本文設計了三種不同形式的傳感器電極樣式，分別是叉指電極、弓形電極、全導電片狀電極。柔性叉指電極一般是將導電油墨通過絲網印刷的方式在織物表面形成電極通路，此種電極使得電極的穿戴使用耐久度不足；弓形電極可通過同叉指電極的方法制備，也可通過將導電紗線縫制于織物表面，形成弓形電極，但通過縫制的弓形電極與織物基底不能完全貼合，易影響穿戴舒適性；全導電片狀電極由于其優秀的導電性能和可穿戴性能被本文選中作為實驗用的電容式傳感器織物電極[7-8]。

本次全導電片狀電極選用的是 0.04mm 厚的銅鎳導電布，并使用 18% 的鍍銀導電線作為電極外部接頭[9]。為適應脈搏檢測應用預期的情況，設計裁剪 4cm×4cm 的導電織物電極片，其規格便于傳感器組件用于脈搏檢測。為減少縫紉線頭對織物電極穿戴舒適性影響，選擇將電極外部接頭縫紉與織物電極片邊緣 5mm 左右的位置，以減少穿戴的不適感，并留置出約 10cm 的導電紗線作為電極外接部分。

1.4介電層設計與制備

為將電容式傳感器柔性化，介電層的柔性化尤為關鍵。目前已有研究多采用柔性PDMS、Ecoflex等彈性材料制備介電層，以達到提升傳感器柔韌性、延展性和可拉伸性。因此本設計選用了PDMS作為介電層制備的主要材料，在維持柔性的同時具有作為電容式介電層材料的優秀性能。PDMS材料雖然突破了傳統硅基材料力學性能上的缺點，但是在壓力作用下，材料變形小且高分子材料本身具有一定的黏彈性，在撤去外力后需要經歷較長的時間，才能恢復到原來的形態。材料的此種特性對傳感器的靈敏度、響應時間及傳感效率具有較大影響，因此本設計通過模具法，在PDMS表面施加微結構，從宏觀的物理形態上對介電層材料的黏彈性做出改善。三種設計分別是半球形、金字塔型及四周開孔的金字塔型，并對三種設計做出了有限元分析。三種彈性介電層結構的模型設計均在SOLDWORKS2022建模環境中建模。半球模型直徑為 0.314cm ，金字塔模型底邊邊長為 0.314cm ，金字塔高度為 0.2cm ，金字塔四周開孔模型的開孔直徑為 0.05cm ，開孔位置為金字塔底邊1/4等分線交點處。本文在有限元分析過程中使用的力學模型為Ogden模型[10]，對三種模型進行了有限元分析，如圖1所示。

圖1三種模型力學模擬Fig.1Mechanical simulationofthreemodels

由圖1可以看到，四周開孔的金字塔設計相較于其他兩種結構有更大的應力變化，使得其結構能夠具有更好的力學靈敏度。但只是施加于材料表面的微結構會對介電層的柔性造成損失，因此希望設計的介電層結構化不只停留于材料表面。根據研究，本文設計了內部采用鹽溶解法的多孔介電層制備方式，為了在制備多孔介電層的同時，不影響介電層表面的微結構，又對微結構的設計進行了改善。

通過給對金字塔微結構四周開孔，使得在制備介電層后會被溶解的鹽晶能夠深入微結構中，實現多孔結構與微結構并存，四周的開孔也使得內部的鹽晶能得到充分的溶解，從而實現全體多孔。通過3D打印的模具使用的是PLA材料，打印后的模具為 4.9cm×4.9cm×2cm 的立方體，內置 4.3cm× 4.3cm×1.0cm 方體凹槽，凹槽底面有向下的含微柱的金字塔模型，金字塔底邊 0.314cm 、深度 0.25cm 、微柱直徑0.05cm ，金字塔與金字塔之間間隔為 0.15cm ，并形成 7×7 的金字塔陣列。

制備過程如下：首先將3D打印的模具使用去離子水清洗并于 60°C 烘箱中烘干，將PDMS與配套的固化劑按PDMS 固化劑 =10：1 的質量比，使用機械攪拌器 300Δr/min 攪拌5min ，使混合均勻。將以經過篩選的直徑處于 300～600μm NaCl 顆粒按照PDM 1S：NaCl=2：3 的質量比，使用機械攪拌器300r/min 攪拌 5min ，使混合均勻，得到PDMS與NaCI的混合物。根據目標厚度（ 1mm ，取混合物 2g 置于3D打印模具中，靜置 10min ，使攪拌中產生的較大氣泡自然溢出，且使混合物緩慢鋪平模具底部。靜置后，將加入混合物的模具放入真空干燥箱中，在常溫、負壓 -1.0MPa 的條件下，除氣泡45min ，使混合物無氣泡。除氣泡完成后，將溫度條件設置為60^cC ，常壓下固化，固化時間為 4h 待固化完成后，自然冷卻至室溫，將固化后的混合物從模具中取出，將其置于 80‰ 的去離子水中水浴6h以上，溶解混合物中的NaC1顆粒，將實驗產物自然風干（可使用烘箱 60‰ 加速干燥）后，得到純凈的含微結構的多孔PDMS柔性介電層[10-12]。制備流程如圖2所示，制備的多孔介電層如圖3所示。

圖2制備流程

Fig.2Preparationprocessflowchart

圖3多孔金字塔結構超景深顯微圖像

Fig.3Microscopicimageofporouspyramid structurewith super depth of field

1.5傳感器的集成封裝

傳感器的介電層與電極層制備完成后，將用于封裝的醫用PU防水膠帶裁剪出兩塊 5cm×5cm 的方塊，與兩側織物基電極結合貼附。之后將制備好的傳感器介電層放置于兩電極間，按\"三明治”結構集成后[13]，將上下電極層外緣的PU膠帶相互貼合，以得到內部穩定的空氣層。貼合過程中需將上下兩電極層的外接導線分別置于兩側，以免相互干擾，使電容值測試精準度下降[14]。封裝效果如圖4、圖5所示。

圖4傳感器結構示意

Fig.4Schematic diagram of sensor structure

圖5傳感器結構實物示意Fig.5Physical diagram of sensor structure

1.6傳感器的性能表征測試

將傳感器的兩電極外接端與DMM6500數字萬用表上的電源（1000VDC，750VAC）連接，使用標準天秤砝碼套裝與脈沖控制步進電機提供壓力、測試壓力，并實時采集電容的大小變化。同時，在數字萬用表上分別測試已封裝完成電容式傳感器的靈敏度、耐久性和恢復性[15]。

2 結果分析

2.1 靈敏度

通過對實驗件進行緩慢施力，使用 3×3 的金字塔陣列傳感器進行實驗。從圖6中可以看出，在 0～50kPa 的壓力內，傳感器表現出的靈敏度為 S=0.190kPa^-1 。通過表1的對比，已經達到同類型、同尺度下傳感器的平均水平，且靈敏度的線性度表現上相對較好。

2.2 快速響應與滯后恢復性

通過對實驗件進行單次按壓測試，按壓力度約為5N，測試單元為 6×6 的金字塔陣列傳感器。從圖7可以看出，實驗件測試的響應速度為 112ms ，恢復速度為 270ms 。在結構設計中，微金字塔的結構設計能夠讓尖端的PDMS更容易受到壓力形變，由于PDMS優秀的彈性回復性能，使得本實驗的傳感器結構能夠在失去壓力后快速恢復。對于其快速響應性能的差距，分析原因在于封裝的防水PU膠帶。在完成封裝后上下極板上貼附的PU膠帶因其黏性會互相貼合，導致極板與PU膠帶貼合緊密，與介電層結合不緊密，且在施加壓力時施力較緩，因此傳感器的快速響應能力較差。

圖6靈敏度測試

Fig.6Sensitivity testing

表1電容式柔性傳感器靈敏度對比

Tab.1Sensitivity comparison of capacitive flexible sensors

圖7快速響應和滯后恢復測試 Fig.7Fast response and delayed recovery test

2.3 耐久性測試

通過將 6×6 梯度的金字塔陣列傳感器置于實驗室自制的脈沖控制步進電機測試機下，進行約2000次的壓力測試，完成耐久性（穩定性）測試，如圖8所示。在耐久性測試中 C₀ 取值為靜態狀態下的初始電容值，為方便固定制備的傳感器在實驗室自制的步進電機下，在初始時已施加一定的壓力，故在耐久性測試中，電容值的變化值最小不為0。在長時間的壓力測試下，電容值的變化量小，說明本文設計的傳感器長期使用穩定性優秀，誤差小。

圖8耐久性（穩定性）測試 Fig.8Durability（stability）test

2.4 梯度壓力測試

通過將傳感器連接于數字萬用表上，在不同陣列的傳感器上放置梯度重量的標準砝碼，完成梯度壓力測試，如圖9、圖10所示。通過測試發現，不同陣列的靜置無壓力電容值不同， 3×3 金字塔陣列的傳感器靜置電容值約為 23pF，6×6 金字塔陣列的傳感器靜置電容值約為 30pF 。此現象也可通過式（1）解釋，面積S越大，則電容值C越大，但由于實驗施壓條件固定，傳感器面積與施壓面積不同，導致電容值并不隨面積S成倍數增長。通過測試數據發現，較小面積的電容式傳感器會對壓力的靈敏度更高， ?3×3 金字塔陣列的傳感器在 5g （0.05N） 時能測得電容值變化，而 6×6 金字塔陣列的傳感器在 10g（0.1N） 時測得電容值變化。從圖9、圖10總結來看，實驗制得的傳感器能夠對梯度的質量作出梯度的電容變化，即傳感器能較好地響應壓力變化。

圖9 3×3 金字塔陣列梯度壓力測試 Fig.9 3×3 pyramid arraygradient pressure test

圖10 6×6 金字塔陣列梯度壓力測試Fig.10 6×6 pyramid array gradientpressure test

3 應用與性能測試

3.1手指彎曲度測試

將實驗制得的 3×3 金字塔陣列的傳感器使用PU膠帶固定于實驗員食指第二指關節處，連接數字萬用表正負極，實驗員手指分別將彎曲角度固定于 0^°，45^°，90^° 和 135^° ，如圖11所示。因手指階梯狀的彎曲度數變化，傳感器的電容值也呈現階梯性變化，如圖12所示。從 0^°～45^° 的電容值變化較大，而后 45°～90°.90°～135° 的變化值較小，這種差異性與本文的特殊設計結構有關。通過對四周開孔的金字塔與未開孔的金字塔比較，四周開孔的金字塔由于缺少金字塔側面的完整支撐，在受壓力的初期會發生更大的形變量，會使傳感器的靈敏度更高，在受壓力后期，由于形變量大，已無法維持穩固的金字塔型，其靈敏度會受PDMS材料影響更多。從實驗結果可以看出，該傳感器能夠對手指彎曲程度做出有效反應，可以將傳感器置于手套中，對手部形態變化進行監控。

圖11實驗件實物與手指彎曲角度示意

Fig.11Physical and finger bending degree schematic

圖12手指彎曲度數測試 Fig.12Finger bending degree test

孔和微結構化的同時實現。在實驗件兩端引出的導電接頭，可接入測電容的設備中，并讀取顯示電容值變化。本文設計的傳感器具有高靈敏度（ S=0.190kPa^-1 ）、快速恢復性（ 270ms ）、耐久性（受壓兩千次以上電容變化小）及梯度壓力測試敏感的高性能，這些高性能可以證明該傳感器能夠適應人體的生理信號檢測。本文還通過對手指彎曲度和脈搏的測試驗證了該傳感器在醫療保健監測和疾病診斷及人體形態檢測中的潛在用途，未來可將該傳感器器用于運動產品或醫療產品的內置層，通過外加電子顯示屏等方案，實現同步檢測并顯示生命體征。

3.2 脈搏測試

將 6×6 的金字塔陣列傳感器輕置于實驗員腕部動脈位置，輕輕施加壓力，使傳感器貼附，將檢測位置高于心臟位置，在實驗員平靜時完成檢測。從圖13的實驗數據可以看到，傳感器檢測的電容值變化有序，能夠較好顯示在腕部動脈所受的壓力變化，能夠作為檢測脈搏頻率的數據依據。當傳感器單元固定在手腕上時，記錄對表皮脈沖的實時響應脈搏信號表現出強烈的一致性，平均頻率約為76次/min，與健康成年人的典型脈搏率一致。值得注意的是，傳感器可以準確地捕捉特征性脈沖波形，包括沖擊、潮汐和舒張峰值。這一觀察結果進一步驗證了傳感器的高靈敏度，強調了其在醫療保健監測和疾病診斷中的潛在用途。

圖13手腕實驗示意和脈搏測試

Fig.13Schematic diagram of wrist experiment and pulse test

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4結論

本文提出了一種具有特殊結構化的柔性電容式壓力傳感器來測量與物體的接觸力，所設計的柔性電容式傳感器具有三層結構，即底部電極層、中間壓敏層和頂部電極層。選擇銅鎳導電布作為柔性織物基底的電極材料，并在電容器外端覆蓋醫用PU膠帶用于隔離。中層的傳感壓敏材料選擇PDMS，并對其進行了結構設計，在實驗配置時加入食鹽顆粒，實現多

Flexible capacitive sensors based on micro-pyramid structured-porous dielectric layers

LU Yongqi，NI Shuai， ZHANG Pengfei，WANG Mengqi， ZONG Kunyao，WANG Lei，PAN Ruru

KeyLaboratoryofScienceamp;TechnologyofEco-Textile，MinistryofEducation，Jiangnan University，Wuxi214122，Chin

Abstract：Wearabledevicesare innovative technologies that integratesensors，wireless communication，and other technologies.These devicesareeithercombined with clothingandaccessories orattached totheskin.Theycantransmit andanalyzephysiological signalsfromthehumanbodyandenvironmentaldata，providing fedback tothewearer. Wearabledevices havebeen indevelopment foroveradecade，with earlyexamples including pacemakers forcardiovascular diseases，hearingaids，and cochlear implants.With theadvancement of network andcommunication technologies， wearabledevices haveshifted from bulkymechanical designs to moredigitaland information-basedsystems.Inrecent years，wearabledeviceshave become increasingly lightweight.Traditional wearabledeviceswereoften invasive，with electroniccomponents embeddedintoclothingoraccessories.However，limitationsinmaterialsanddesignhaveresultedin isues such asphysical discomfort and restricted detection capabilities.Sensors，asakeycomponentof wearable devices， havedeveloped rapidly，driving theswiftadvancement of these devices.Assensor technologycontinues toimprove， flexiblesensorsaregainingatentioninvariousfields.Flexiblesensors，withtheirinherentflexibilityandhighsensitivity， are showinggreat potential inaplications suchaselectronicskin，machine tactilesensing，motion detection，and wearable health monitoring forprosthetics.

Common flexible pressure sensors are typicall strain sensors，and based on their working principles，theycan be clasifiedintopiezoresistive，capacitive，andpiezoelectrictypes.Flexiblefabricpressresensorsaremainlylimitedbythe choiceof sensing materialsand fabricationmethods，with the mostcommon types being resistive and capacitive.Compared toresistive flexible fabric presure sensors，capacitive flexiblefabric pressuresensorsoffer fasterresponse times，a wider dynamicrange，and lower power consumption．Theyoperate basedonprinciplessimilar tothose of paralel plate capacitors.When external forcesareapplied，thedistancebetweenthecapacitorplates，therelativeareaof theplates，or the stateof the interveningmediumchanges，causing variations incapacitane，，whichcanbeconverted intocoresponding electricalsignals.Toimprovethewearabilityandsensingeficiencyofcapacitiveflexiblesensors，wedesignedaflexible capacitive sensorwitha“sandwich”structure basedona micro-pyramid structured，porous dielectric layer.Using finite element simulationmethods，weidentifiedanadvantageousdielectric layermicrostructure.Bycombiningconductive textileswiththemicrostructureddielectriclayer，weleveragedtheflexibilityof textileswhileenhancingthesensor’s sensitivitythroughthemicrostructureddielectriclayer.Copper-nickelconductivefabricwasselectedastheelectrodelayer， andsilver-coatedconductiveyamwasusedasthesensor testinglead.Thedielectric layer was designed usingapyramidshaped microstructure，whichconcentratescompressive stressatthepyramidtip，enabling larger straincoresponding to small stres，thusimprovingthesensor’ssensitivity.Thedielectric layerwe designedconsistsofamixtureof polydimethylsiloxane（PDMS）and sodium chloride（ ΔNaCl） and was fabricated usinga“mold method”to create the micropyramid structured，porous dielectric layer.The sensor was then encapsulated usinga medical PU film to stabilizethe overallstructure，resultinginacapacitivesensorwithcertainant-interferencecapabilities.Thesensordesignedinthisstudy demonstrates high sensitivity （S=0.190kPa^-1 ），fastrecovery（ 270ms ），durability（minimal capacitance change after 2 000 compressions），and high performance in gradient presure tests.These high-performance characteristics prove that the sensorcanbeappliedto detect human physiological signals.Tests on wrist pulseand fingerbendingangles furtherconfirm that the flexible capacitive sensor can effectively monitor human physiological signals.

Thesensorcomponent in wearabledevices stillhasvastdevelopmentpotential.This studyprovidesanew structurefor thedielectriclayer，oferingafoundationforfutureresearchandprovidingreferenceforthetechnicalapproachtoflexible textile-based sensors.

Keywords：flexible capacitive pressure sensor;finite element simulation；pyramid microstructure；porous structure; pressure sensing；pulse detection；finger bending angle test