一种基于离子液滴的电容式压力传感器的设计

贺子龙 聂宝清＊ 闫金礼 刘子豪 张哲楷 任彤

苏州大学电子信息学院，江苏苏州 215031

0 前言

在信息技术高速发展的时代，传统型压力传感器已广泛应用于工业制造、农业生产、医学监测[1-5]、环境保护[6]、机器人[7-8]、海洋探测和宇宙探测等领域。但随着人们对测量范围、测量精度、响应速度、特殊应用场景的要求不断提高，传统型压力传感器的发展正面临瓶颈。为了适应新的时代需求，研究者们通过开发柔性材料，研制新型技术，运用先进工艺，设计了多种多样的柔性压力传感器，在实现传感器的集成化、小型化和智能化的道路上迈出了重要一步。柔性压力传感器克服了刚性材料平面和人体表面曲线不匹配的问题，具有较高的透明度、极佳的贴合度、良好的柔韧性和较好的延展性，且体积小、重量轻，非常适合用于可穿戴医疗健康监测设备，是慢性病患者以及老人、婴儿等特殊人群的福音[9-10]。

柔性压力传感器可将力学信号转换成电学信号。与基于刚性材料的传统压力传感器不同，柔性压力传感器的电极层、敏感材料和基底均使用可延展、柔韧性好、贴合度高的柔性材料，在受力形变时依然可以获得精确实时的测量结果。按照工作原理的不同，柔性压力传感器可以分为压电式[11]、压阻式[12]、电容式[13]以及其他工作形式（如光学式[14]、摩擦发电式[15-16]、有机场效应晶体管式[17-18]等）。电容式、压阻式、压电式柔性压力传感器的结构如图1所示。 表1[19]对上述各种压力传感器的优缺点进行了比较。

压电式柔性压力传感器的工作原理是压电效应，通常由压电材料制成的薄膜和2个接触电极组成。所谓压电效应，是指某些电介质在沿一定方向上受到外力的作用而变形时，其内部会产生极化现象，同时，在它的2个相对表面上出现大小相等、极性相反的电荷[20]。聚偏二氟乙烯（PVDF）是一种质量轻、耐腐蚀、耐高温、柔韧性好、制备简单的聚合物，且在大面积重叠或受力弯曲时性能依旧优秀，是制作压电式柔性压力传感器的常用材料。此外，铌酸锂单晶、压电陶瓷PZT等均是常用的压电材料。

表1 不同工作原理的柔性压力传感器的比较

压阻式柔性压力传感器的工作原理是压阻效应，通常由柔性导体层或半导体层组成的活性层与2个接触电极组成[21]，可将外界刺激施加的压力转化成电阻的变化，再经测量电路将电阻信号转化成电压或电流信号。柔性压阻式压力传感器具有结构简单、分辨率高、灵敏度高、延展性好、成本低等优点，但使用时需要配合惠斯通电桥来消除由阻热效应带来的温度漂移。压阻式柔性传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）、碳纳米管、石墨烯和复合碳材料等。

电容式柔性压力传感器的工作原理是平行平板电容原理，通常由柔性电介质和2个平行可弯曲的电极板组成，可将外界刺激施加的压力转化成电容的变化，再经测量电路将电容信号转化成电压或电流信号。电容式柔性传感器的常用基体有聚二甲基硅氧烷（PDMS）[22]、氧化铟锡薄膜（ITO）[23]、多壁碳纳米管（MWCNT）[24]、银纳米线（Ag NWs）[25]等，常用介质有水凝胶[26]、离子液、海绵层[27]等。

1 基于离子液的电容式压力传感器

1.1 基于离子液的电容式压力传感器的结构

本文设计的液滴式压力传感器利用了与平行板电容器相似的结构，使用氧化铟锡（ITO）导电薄膜作为可弯曲的柔性电极，1-乙基-3-甲基咪唑四氟硼酸盐（C6H11N2BF4N2）离子液作为两极板间的电介质。

氧化铟锡（ITO）是一种N型半导体材料，通常由90%的In2O3和10%的SnO2混合而成，在粉末状态时为黄色或黄绿色，在块状时为黄色偏灰色[28]。制备方法主要包括直流磁控溅射法、化学气相沉积法、喷雾热分解法和溶胶直接制备法。氧化铟锡（ITO）导电薄膜如图2所示。ITO导电薄膜可弯曲，硬度高，易加工，具有良好的导电性和可见光高透光性，被广泛应用于制作液晶显示器、触摸屏、有机发光二极管、抗静电镀膜以及各种光学镀膜等[29]。

1-乙基-3-甲基咪唑四氟硼酸盐是在室温下呈液态的一种熔融盐，具有良好的电化学特性，分子式为C6H11N2BF4N2。在实验室中，离子液体1-乙基-3-甲基咪唑四氟硼酸盐可以N-甲基咪唑、溴乙烷和四氟硼酸钠为原料，按照两步合成法制得[30]。

电容式液滴压力传感器的制作流程如图3所示，该传感器一共有三层：第一层是电极层；第二层是具有良好的化学性质的C6H11N2BF4N2离子液介质层；第三层也是电极层，形状、大小与第一层相同。首先，使用光刻机刻蚀出圆形ITO导电薄膜，留出一近似矩形的引脚用于引线，用镊子揭下ITO导电薄膜的保护膜后，将导电侧朝上置于实验台上，作为传感器的下电极，如图3（a）所示；然后，将由3M公司生产的厚度为125 μm的双面胶刻蚀成环形，用镊子揭下保护膜后黏贴在ITO导电薄膜的导电侧，如图3（b）中的灰色部分；接下来，在ITO导电薄膜的中心处滴一滴C6H11N2BF4N2离子液滴，如图3（c）所示；最后，用镊子揭下另一片ITO导电薄膜的保护膜后，将导电侧向下压盖在双面胶上，作为传感器的上电极，注意保证2片ITO导电薄膜的引脚之间的夹角大于等于90°，如图3（d）所示。完成以上步骤后，在上下电极留出的引脚上分别黏贴导电胶带，在导电胶带上焊接细铜丝作为引线，得到电容式液滴压力传感器的成品，如图4所示。

1.2 基于离子液的电容式压力传感器的原理

图5为该基于液滴的电容式压力传感器的传感原理。由图5（a）可以看出，2个涂有透明导电材料的铟锡氧化物膜（ITO）构成了电容的2个极板，它们和环形双面胶组成了一个传感腔室，传感腔室内容纳了一个电解质液滴，液滴中有大量移动的离子。离子液与电极接触后立即形成双电层，移动电子从导电膜表面迁移，并从电解液中积聚反离子层。在外部机械负载的作用下，悬浮的聚合物膜和弹性隔离层发生形变，导致液滴-电极界面的接触区域会发生周向膨胀（离子液滴保持体积不变），如图5（b）所示。给定相对恒定的电荷密度，离子液滴的接触面积发生变化将导致界面电容的大小发生变化[31]。

传感腔的整体形变（包括柔性膜的弯曲和弹性隔离层的压缩）将导致离子液滴-电极界面接触面积的变化，从而导致电容测量值的变化。外接负载增大，离子液滴-电极界面的接触面积则会增大，从而导致界面电容的增大。本文研究将此传感器应用在脉搏测量中，当传感器感受到脉搏冲击时，下压的距离增加，传感器中的液滴与电极的接触面积会增大，导致传感器的电容增大。

2 电容-电压转换电路

为了更加直接地观察传感器电容的变化，需要将柔性压力传感器的电容值转化成电压信号。

差分式电容-电压转换电路常用于检测电容传感器的微小电容[32]，可有效抑制共模信号，放大差模信号。该电路原理图如图6所示，由2个OP37运算放大器、传感器电容CX、标准电容Cr、反馈电容Cf1和Cf2、反馈电阻Rf1和Rf2组成。由信号发生器产生的正弦波分别经过标准电容Cr和传感器电容CX进行放大，2个放大器的放大系数分别由标准电容Cr和传感器电容CX与反馈电容Cf1和Cf2的比值决定。由于2个反馈电容相同，因此正弦波的放大倍数只取决于标准电容Cr和传感器电容CX。由于2个电路结构是完全对称的，所以它们的漂移相同。

由运算放大器的放大理论可以分析得到[33]，2个运算放大器的输出分别为：

其中，ω表示输入正弦信号UO1(t)的频率；RX表示传感器中串联在电容上的电阻。

当ωCf1Rf1>>1和ωCf2Rf2>>1时，式（1）和式（2）变为：

当ωCXRX<<1时，式（4）变为：

差分输出电压为：

由式（6）可知，差分输出电压Uout(t)和传感器电容值CX呈线性关系。

3 实验测试及结果分析

电容式液滴压力传感器可用于测量人体脉搏信号。搭建LCR测试系统，根据经验制作一批静态初始（不加任何机械负载的情况）电容值在5～15 nF之间的柔性压力传感器，根据电容值的大小，从小到大编号为1～6。让被测试者适当调整呼吸，使脉搏强度调整至75次/min，依次将6个传感器用透明玻璃片压在人体手腕脉搏跳动明显处，观察确认离子液的面积大小是否随脉搏跳动发生变化，在观察到明显变化后，使用LCR测试系统测量此时压力传感器的最大电容值CMAX并记录。令ΔC=CMAX-C0，计算在脉搏信号激励下传感器电容值的变化率ΔC/C0，并与C0、CMAX记录在同一表上，如表2所示。

由表2可知，静态初始电容值在5～15 nF的压力传感器灵敏度较高，在脉搏信号激励下，传感器电容值的变化率ΔC/C0均在40%以上。

表2 6个压力传感器的C0、CMAX和脉搏信号激励下传感器电容变化率ΔC/C0

考虑到静态初始电容值过小的传感器要求传感腔内部的液滴体积过小，在实际制作时难以操作，且静态初始电容值过小时，传感器的稳定性较差。因此，综合考虑传感器的制作难度、稳定性、灵敏度等因素后，选择电容值为7.44 nF的3号柔性压力传感器作进一步研究。

利用差分式电容-电压转换电路测试人体静态脉搏，以0.05 s为间隔，对示波器上的电压信号进行取样，共计取样80个时间点，重复上述实验过程10次。将每个时间点对应的10次取样结果先取平均数，再用MATLAB进行拟合，结果如图7所示。由图7可知，电压脉搏信号Uout呈明显的双峰形，最大峰峰值约为1.57 V，频率约为1.34 Hz，脉搏约为80.39次/min，处于60～100次/min的正常脉搏强度范围之内。

在完成静态脉搏信号测试后，继续测试动态脉搏信号。让被测试者进行原地快速跑运动，以10次/min为间隔，记录其脉搏信号频率从70次/min到120次/min时差分电容-电压转换电路输出电压波形的最大值与最小值（两者之差即为该电压输出波形的峰峰值Uoutmax），重复上述实验过程5次。对这5次动态测试的结果取平均值，拟合结果如图8所示。由图8可知，差分电容-电压转换电路的输出电压峰峰值Uoutmax与脉搏信号强度近似呈线性关系，拟合曲线的表达式为：

其中，x表示脉搏强度，单位为次/min；y表示脉搏信号对应的输出电压幅度，单位为V。

在此基础上，设计以STM32F103ZET6为核心的控制电路，实物图如图9所示。差分式电容-电压转换电路的输出信号Uout经右下脚端口进入，经模数转换（A/D）、采样、量化后使用蓝牙串口通信技术发送至电脑端。

在电脑端搭建基于Visual Studio的人机交互界面，将人机交互界面测试结果与示波器显示的差分式电容-电压转换电路的输出信号放在一起进行比较，如图10所示。由图10可知，由于模拟电源和数字电源之间存在干扰，示波器观测到的脉搏电压信号的质量略有下降，但仍然呈明显的双峰形；人机交互界面中显示的脉搏电压信号频率和示波器中测得的结果基本一致，但部分信号双峰不明显，原因是FFT采样时，取样点数设置的值偏低。

4 结束语

本文设计了一款以C6H11BF4N2离子液滴为介质、厚度为125 μm的ITO导电薄膜为电极的柔性电容式压力传感器，利用差分式电容-电压转换电路成功测得具有良好双峰特性的脉搏电压信号，并在此基础上测试了该传感器的动态响应特性。结果表明，该传感器制作简单，成本低廉，具有良好的稳定性、灵敏度、贴合度和柔韧性，适合作为柔性可穿戴设备的核心器件应用于医疗健康监测领域。未来，如何精准控制柔性电容传感器的静态初始电容值以及如何实现柔性传感器的集成化、小型化、数字化、智能化、可自供电化[34]将成为该领域的重要研究内容，这是让柔性可穿戴设备实现大规模商用的重要条件。