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一种柔性压力传感器及其制备方法和应用发明专利

更新时间:2024-10-28
一种柔性压力传感器及其制备方法和应用发明专利 专利申请类型:发明专利;
地区:陕西-西安;
源自:西安高价值专利检索信息库;

专利名称:一种柔性压力传感器及其制备方法和应用

专利类型:发明专利

专利申请号:CN202211604642.3

专利申请(专利权)人:陕西科技大学
权利人地址:陕西省西安市未央区大学园

专利发明(设计)人:鲍艳,雷鹏,朱孝锋,张文博,刘超,祝茜

专利摘要:本发明公开了一种柔性压力传感器及其制备方法和应用,属于柔性压力传感器技术领域。本发明公开了一种柔性压力传感器,其结构中,由若干ZnO阵列导电纤维膜组成了梯度褶皱结构,其中ZnO阵列导电纤维膜由纤维膜外包ZnO阵列和导电材料形成;所述梯度褶皱结构能实现导电通路随压力增加的逐级激活,即通过梯度褶皱结构补偿ZnO阵列在压力变高时的饱和效应,以提高受压过程中导电材料间达到恒定接触面积所需要的载荷,拓宽压力传感范围;同时,由于ZnO阵列的互锁,当传感器受到压力刺激时,导电材料间的接触面积将发生大的变化,从而具有高的灵敏度。

主权利要求:
1.一种柔性压力传感器,其特征在于,包括两片面对面堆叠的微结构纤维膜基体,所述微结构纤维膜基体包括基体(4)和梯度褶皱结构(2),所述梯度褶皱结构(2)设置在基体(4)的表面;所述梯度褶皱结构(2)包括若干ZnO阵列导电纤维膜(3),所述若干ZnO阵列导电纤维膜(3)在基体(4)的表面上依次排列设置,相邻ZnO阵列导电纤维膜(3)之间存在高度差;
所述ZnO阵列导电纤维膜(3)由纤维膜、ZnO阵列(1)和导电材料组成,所述纤维膜的表面依次涂覆有ZnO阵列(1)和导电材料;
两片所述微结构纤维膜基体的梯度褶皱结构(2)分别连接有导线。
2.根据权利要求1所述的一种柔性压力传感器,其特征在于,所述基体(4)为丙烯酸基体;所述纤维膜的材料为聚氨酯纤维膜;所述导电材料为Ti3C2Tx。
3.根据权利要求1所述的一种柔性压力传感器,其特征在于,所述柔性压力传感器在‑1
260kPa下的灵敏度最大为236.5kPa 。
4.权利要求1~3中任意一项所述的一种柔性压力传感器的制备方法,其特征在于,包括以下步骤:S1:在纤维膜浸表面涂覆导电材料,得到导电纤维膜;
S2:将导电纤维膜浸泡在二水合乙酸锌与氢氧化钠组成的乙醇分散液中,在纤维膜的表面包覆ZnO种子层,得到具有ZnO种子层的纤维膜;
S3:将具有ZnO种子层的纤维膜浸泡在ZnO前驱体溶液中,通过水热法在具有ZnO种子层的纤维膜的表面生长ZnO阵列(1),随后在表面涂覆导电材料,得到ZnO阵列导电纤维膜(3);
S4:将得到的ZnO阵列导电纤维膜(3)转移到经单向预拉伸的基体(4)上,释放应变后,获得梯度褶皱结构(2),得到微结构纤维膜基体;
S5:将S3中得到的两片微结构纤维膜基体面对面堆叠,并在上部和下部的梯度褶皱结构(2)上分别引出导线。
5.根据权利要求4所述的一种柔性压力传感器的制备方法,其特征在于,所述纤维膜为聚氨酯纤维膜,所述导电材料为Ti3C2Tx,所述基体(4)为丙烯酸基体,所述柔性压力传感器的制备方法,包括以下步骤:S11:将制备得到的聚氨酯纺丝液通过静电纺丝制备成聚氨酯纤维膜,将聚氨酯纤维膜浸泡在Ti3C2Tx的水分散液中,得到具有Ti3C2Tx导电层的纤维膜;
S21:将具有Ti3C2Tx导电层的纤维膜浸泡在二水合乙酸锌与氢氧化钠组成的乙醇分散液中,在聚氨酯纤维膜的表面包覆ZnO种子层,得到具有ZnO种子层的纤维膜;
S31:将具有ZnO种子层的纤维膜浸泡在六水合硝酸锌、六次甲基四胺和去离子水组成的ZnO前驱体溶液中,通过水热法在具有ZnO种子层的纤维膜的表面生长ZnO阵列(1),随后在表面浸涂Ti3C2Tx分散液,经过真空烘干后得到ZnO阵列导电纤维膜(3);
S41:将得到的ZnO阵列导电纤维膜(3)转移到经单向预拉伸的丙烯酸基体上,释放应变后,获得梯度褶皱结构(2),得到微结构纤维膜基体;
S51:将S3中得到的两片微结构纤维膜基体面对面堆叠,并在上部和下部的梯度褶皱结构(2)上分别引出导线。
6.根据权利要求5所述的一种柔性压力传感器的制备方法,其特征在于,所述聚氨酯纺丝液的制备方法为:S11中,将聚氨酯颗粒加入N,N‑二甲基甲酰胺和四氢呋喃的混合溶剂中,水浴下磁力搅拌下直至完全溶解,得到聚氨酯纺丝液;所述聚氨酯纺丝液的质量分数为
20%。
7.根据权利要求5所述的一种柔性压力传感器的制备方法,其特征在于,所述聚氨酯纺丝液的制备方法为:S11中,所述静电纺丝的步骤为:将聚氨酯纺丝液吸入注射器中并与针头连接,通过推进泵将注射器内的聚氨酯纺丝液挤出针头,并在电场下以平板为接收器,获得聚氨酯纤维膜;所述推进的速度为0.8mL/h,所述电场的负载电压为15kV,所述针头到接收器的距离为15cm;S11中,所述Ti3C2Tx水分散液的质量分数为5mg/mL。
8.根据权利要求5所述的一种柔性压力传感器的制备方法,其特征在于,S21中,所述二水合乙酸锌和氢氧化钠的用量分别为0.06mol/L和0.05mol/L;S31中,所述六水合硝酸锌和六次甲基四胺的用量分别为0.1mol/L和0.1mol/L;所述水热法的时间为3h;所述Ti3C2Tx分散液的质量分数为1mg/mL,真空烘干的温度为35℃。
9.根据权利要求5所述的一种柔性压力传感器的制备方法,其特征在于,S41中,将得到的ZnO阵列导电纤维膜(3)转移到经单向预拉伸的丙烯酸基体上的步骤为:首先将丙烯酸基体拉伸到100%,固定部分经拉伸的丙烯酸基体,然后将未固定部分的丙烯酸基体拉伸到
300%,最后将ZnO阵列导电纤维膜(3)转移到固定与未固定的丙烯酸基体的交界处。
10.权利要求1~3中任意一项所述的一种柔性压力传感器的应用,其特征在于,所述柔性压力传感器用于检测生理活动。 说明书 : 一种柔性压力传感器及其制备方法和应用技术领域[0001] 本发明属于柔性压力传感器技术领域,具体涉及一种柔性压力传感器及其制备方法和应用。背景技术[0002] 压力传感器因在人体运动检测、实时健康监控、人机交互和智能机器人等领域的潜在应用而备受关注。目前,已通过构建各种微结构(如金字塔阵列、微圆顶阵列和微住阵列等)来制备柔性压力传感器。这些微结构能够使传感器在受压过程中导电层间的接触面积发生迅速的改变,从而具有优异的灵敏度。但这些微结构通常均匀且尺寸小,容易使结构的变形在低载荷下达到饱和,从而失去了监测更高压力的能力。然而,检测来自人体的各种生理活动需要跨越几个数量级的压力感应范围,例如呼吸(<1kPa)、脉压(<10kPa)、轻轻触摸(10‑100kPa)和足压(>100kPa)。除了满足实际需要外,在宽传感范围内保持高灵敏度的另一个重要原因是封装设备和将设备粘贴到不均匀表皮过程中会不可避免地产生额外压力(从几Pa到几kPa),不可避免的附加压力往往超过某些压力传感器的测试范围,限制了其应用。[0003] 提高柔性压力传感器的压力范围目前主要有两种方法,一种方法是在导电层之间引入绝缘的间隔物,但绝缘间隔物的引入,一方面会使传感器的初始电导率增加,另一方面会使导电层间接触面积的增加幅度减小,从而致使其灵敏度减小。另一种方法是通过在原有微结构的基础上再引入另一种微结构,比如在微金字塔结构中引入多孔结构。尽管该方法没有牺牲柔性压力传感器的灵敏度,但当前的制备通常需要光刻、激光刻蚀和牺牲模板等技术,工艺复杂且成本高。因此,仍然缺乏一种简单且具有成本效益的方法来制备在宽传感范围内具有高灵敏度的柔性压力传感器。发明内容[0004] 为了克服上述现有技术的缺点,本发明的目的在于提供一种柔性压力传感器及其制备方法和应用,用以解决目前高灵敏度柔性压力传感器传感范围低、制备工艺复杂和成本高等问题。[0005] 为了达到上述目的,本发明采用以下技术方案予以实现:[0006] 本发明公开了一种柔性压力传感器,包括两片面对面堆叠的微结构纤维膜基体,所述微结构纤维膜基体包括基体和梯度褶皱结构,所述梯度褶皱结构设置在基体的表面;所述梯度褶皱结构包括若干ZnO阵列导电纤维膜,所述若干ZnO阵列导电纤维膜在基体的表面上依次排列设置,相邻ZnO阵列导电纤维膜之间存在高度差;[0007] 所述ZnO阵列导电纤维膜由纤维膜、ZnO阵列和导电材料组成,所述纤维膜的表面依次涂覆有ZnO阵列和导电材料;[0008] 所述两片微结构纤维膜基体的梯度褶皱结构分别连接有导线。[0009] 进一步地,所述基体为丙烯酸基体;所述纤维膜的材料为聚氨酯纤维膜;所述导电材料为Ti3C2Tx。[0010] 进一步地,所述柔性压力传感器在260kPa下的灵敏度最大为236.5kPa‑1。[0011] 本发明还公开了上述柔性压力传感器的制备方法,包括以下步骤:[0012] S1:在纤维膜浸表面涂覆导电材料,得到导电纤维膜;[0013] S2:将导电纤维膜浸泡在二水合乙酸锌与氢氧化钠组成的乙醇分散液中,在纤维膜的表面包覆ZnO种子层,得到具有ZnO种子层的纤维膜;[0014] S3:将具有ZnO种子层的纤维膜浸泡在ZnO前驱体溶液中,通过水热法在具有ZnO种子层的纤维膜的表面生长ZnO阵列,随后在表面涂覆导电材料,得到ZnO阵列导电纤维膜;[0015] S4:将得到的ZnO阵列导电纤维膜转移到经单向预拉伸的基体上,释放应变后,获得梯度褶皱结构,得到微结构纤维膜基体;[0016] S5:将S3中得到的两片微结构纤维膜基体面对面堆叠,并在上部和下部的梯度褶皱结构上分别引出导线。[0017] 进一步地,所述纤维膜为聚氨酯纤维膜,所述导电材料为Ti3C2Tx,所述基体为丙烯酸基体,所述柔性压力传感器的制备方法,包括以下步骤:[0018] S11:将制备得到的聚氨酯纺丝液通过静电纺丝制备成聚氨酯纤维膜,将聚氨酯纤维膜浸泡在Ti3C2Tx的水分散液中,得到具有Ti3C2Tx导电层的纤维膜;[0019] S21:将具有Ti3C2Tx导电层的纤维膜浸泡在二水合乙酸锌与氢氧化钠组成的乙醇分散液中,在聚氨酯纤维膜的表面包覆ZnO种子层,得到具有ZnO种子层的纤维膜;[0020] S31:将具有ZnO种子层的纤维膜浸泡在六水合硝酸锌、六次甲基四胺和去离子水组成的ZnO前驱体溶液中,通过水热法在具有ZnO种子层的纤维膜的表面生长ZnO阵列,随后在表面浸涂Ti3C2Tx分散液,经过真空烘干后得到ZnO阵列导电纤维膜;[0021] S41:将得到的ZnO阵列导电纤维膜转移到经单向预拉伸的丙烯酸基体上,释放应变后,获得梯度褶皱结构,得到微结构纤维膜基体;[0022] S51:将S3中得到的两片微结构纤维膜基体面对面堆叠,并在上部和下部的梯度褶皱结构上分别引出导线。[0023] 进一步地,所述聚氨酯纺丝液的制备方法为:S11中,将聚氨酯颗粒加入N,N‑二甲基甲酰胺和四氢呋喃的混合溶剂中,水浴下磁力搅拌下直至完全溶解,得到聚氨酯纺丝液;所述聚氨酯纺丝液的质量分数为20%。[0024] 进一步地,S11中,所述静电纺丝的步骤为:将聚氨酯纺丝液吸入注射器中并与针头连接,通过推进泵将注射器内的聚氨酯纺丝液挤出针头,并在电场下以平板为接收器,获得聚氨酯纤维膜;所述推进的速度为0.8mL/h,所述电场的负载电压为15kV,所述针头到接收器的距离为15cm;[0025] S11中,所述Ti3C2Tx水分散液的质量分数为5mg/mL。[0026] 进一步地,S21中,所述二水合乙酸锌和氢氧化钠的用量分别为0.06mol/L和0.05mol/L;S31中,所述六水合硝酸锌和六次甲基四胺的用量分别为0.1mol/L和0.1mol/L;所述水热法的时间为3h;所述Ti3C2Tx分散液的质量分数为1mg/mL,真空烘干的温度为35℃。[0027] 进一步地,S41中,将得到的ZnO阵列导电纤维膜转移到经单向预拉伸的丙烯酸基体上的步骤为:首先将丙烯酸基体拉伸到100%,固定部分经拉伸的丙烯酸基体,然后将未固定部分的丙烯酸基体拉伸到300%,最后将ZnO阵列导电纤维膜转移到固定与未固定的丙烯酸基体的交界处。[0028] 本发明还公开了上述柔性压力传感器的应用,所述柔性压力传感器用于检测生理活动。[0029] 与现有技术相比,本发明具有以下有益效果:[0030] 本发明公开了一种柔性压力传感器,其结构中,由若干ZnO阵列导电纤维膜组成了梯度褶皱结构,其中ZnO阵列导电纤维膜由纤维膜外包ZnO阵列和导电材料形成;所述梯度褶皱结构能实现导电通路随压力增加的逐级激活,即通过梯度褶皱结构补偿ZnO阵列在压力变高时的饱和效应,以提高受压过程中导电材料间达到恒定接触面积所需要的载荷,拓宽压力传感范围;同时,由于ZnO阵列的互锁,当传感器受到压力刺激时,导电材料间的接触面积将发生大的变化,从而具有高的灵敏度。[0031] 本发明还公开了上述柔性压力传感器的制备方法,所述方法在制备时采用静电纺丝技术制备纤维膜,保证了所有样品在结构上具有一致性;同时采用浸涂法,在纤维膜表面涂覆导电材料,浸涂液可多次反复使用,有利于实现大规模的工业化生产,本方法制备工艺简单、可重复率较高、成本低,具有广阔的应用前景。[0032] 本发明还公开上述柔性压力传感器适用于人体全范围生理活动的检测的应用,本‑1发明所述方法制备的柔性压力传感器在260kPa压力范围内的最大灵敏度为236.5kPa ,使其既可以用于喉咙振动等微弱压力的检测,也可以用于足压等大压力检测,具有广阔的应用前景。附图说明[0033] 图1为本发明柔性压力传感器的结构示意图;[0034] 其中:1‑ZnO阵列;2‑梯度褶皱结构;3‑ZnO阵列导电纤维膜;4‑基体;[0035] 图2为本发明柔性压力传感器的制备方法示意图;[0036] 图3为表面生长ZnO阵列的具有ZnO种子层的纤维膜和ZnO阵列导电纤维膜的场发射扫描电子显微镜图;[0037] 其中:a‑表面生长ZnO阵列的具有ZnO种子层的纤维膜;b‑ZnO阵列导电纤维膜;[0038] 图4为实施例1中的梯度褶皱结构的超景深3D显微镜图;[0039] 图5为实施例1制备得到的柔性压力传感器在不同压力下的电流变化曲线;[0040] 图6为实施例1制备得到的柔性压力传感器在不同压力下的循环拉伸电流变化曲线;[0041] 图7为实施例1制备得到的柔性压力传感器在羽毛负载下的电流变化曲线;[0042] 图8为实施例1制备得到的柔性压力传感器在10000次循环负载下的电流变化曲线;[0043] 图9为实施例1制备得到的柔性压力传感器对人体生理和运动信号检测的电流变化曲线;[0044] 其中:a‑检测细微的喉咙振动;b‑检测大的足压信号。具体实施方式[0045] 为使本领域技术人员可了解本发明的特点及效果,以下谨就说明书及权利要求书中提及的术语及用语进行一般性的说明及定义。除非另有指明,否则文中使用的所有技术及科学上的字词,均为本领域技术人员对于本发明所了解的通常意义,当有冲突情形时,应以本说明书的定义为准。[0046] 本文描述和公开的理论或机制,无论是对或错,均不应以任何方式限制本发明的范围,即本发明内容可以在不为任何特定的理论或机制所限制的情况下实施。[0047] 本文中,所有以数值范围或百分比范围形式界定的特征如数值、数量、含量与浓度仅是为了简洁及方便。据此,数值范围或百分比范围的描述应视为已涵盖且具体公开所有可能的次级范围及范围内的个别数值(包括整数与分数)。[0048] 本文中,若无特别说明,“包含”、“包括”、“含有”、“具有”或类似用语涵盖了“由……组成”和“主要由……组成”的意思,例如“A包含a”涵盖了“A包含a和其他”和“A仅包含a”的意思。[0049] 本文中,为使描述简洁,未对各个实施方案或实施例中的各个技术特征的所有可能的组合都进行描述。因此,只要这些技术特征的组合不存在矛盾,各个实施方案或实施例中的各个技术特征可以进行任意的组合,所有可能的组合都应当认为是本说明书记载的范围。[0050] 如图1所示,本发明公开了一种柔性压力传感器,包括两片面对面堆叠的微结构纤维膜基体,所述微结构纤维膜基体包括基体4和梯度褶皱结构2,所述上下的梯度褶皱结构2面对面接触,并设置在基体4上,且两个梯度褶皱结构2均引出有导线;所述梯度褶皱结构2包括若干ZnO阵列导电纤维膜3,所述若干ZnO阵列导电纤维膜3在基体4的表面上依次排列设置,相邻ZnO阵列导电纤维膜之间存在高度差;所述ZnO阵列导电纤维膜3由纤维膜、ZnO前驱体溶液和导电材料组成,所述纤维膜的表面依次涂覆有ZnO前驱体溶液和导电材料。[0051] 本发明所公开的柔性压力传感器是一种基于ZnO阵列1和梯度褶皱结构2的柔性压力传感器,其工作原理为:[0052] 当所述柔性压力传感器受到外界压力刺激时,首先会引起一级ZnO阵列1之间的互锁,从而提高表面的导电材料的接触面积,以获得高灵敏度;随着压力的增加,ZnO阵列1的接触面积将达到饱和,此时二级微结构梯度褶皱上的导电材料接触面积将随压力的进一步增加而增加,从而补偿了ZnO阵列1接触面积的饱和,提高了导电材料间达到恒定接触面积所需要的载荷,以获得宽压力传感范围。[0053] 如图2所示,本发明的柔性压力传感器的制备方法包括以下步骤:[0054] 1)、将聚氨酯颗粒(TPU)加入N,N‑二甲基甲酰胺(DMF)和四氢呋喃(THF)的混合溶剂中,水浴下磁力搅拌直至完全溶解,获得TPU纺丝液;[0055] 2)、通过静电纺丝将TPU纺丝液制备成TPU纤维膜;[0056] 3)、将TPU纤维膜浸泡在Ti3C2Tx的水分散液中,在TPU纤维表面包覆Ti3C2Tx导电层,得到具有Ti3C2Tx导电层的纤维膜;[0057] 4)、将具有Ti3C2Tx导电层的纤维膜浸泡在二水合乙酸锌与氢氧化钠的乙醇分散液中,在TPU纤维表面包覆ZnO种子层,得到具有ZnO种子层的纤维膜;[0058] 5)、将具有ZnO种子层的纤维膜浸泡在六水合硝酸锌、六次甲基四胺和去离子水形成的ZnO前驱体溶液中,通过水热法在纤维表面原位生长ZnO阵列,获得ZnO/TPU纤维膜,随后将Ti3C2Tx分散液浸涂在ZnO/TPU纤维膜上,经过真空烘干后得到ZnO阵列导电纤维膜3(Ti3C2Tx@ZnO/TPU导电纤维膜);[0059] 6)、将Ti3C2Tx@ZnO/TPU导电纤维膜转移到经单向预拉伸的丙烯酸基体上,释放应变后,获得梯度褶皱结构2,得到微结构纤维膜基体;[0060] 7)、将得到的两片微结构纤维膜基体面对面堆叠,并在上部和下部的梯度褶皱结构2上分别引出导线。[0061] 下面结合具体实施例,进一步阐述本发明。应理解,这些实施例仅用于说明本发明而不用于限制本发明的范围。此外应理解,在阅读了本发明讲授的内容之后,本领域技术人员可以对本发明作各种改动或修改,这些等价形式同样落于本申请所附权利要求书所限定的范围。[0062] 下列实施例中使用本领域常规的仪器设备。下列实施例中未注明具体条件的实验方法,通常按照常规条件,或按照制造厂商所建议的条件。下列实施例中使用各种原料,除非另作说明,都使用常规市售产品,其规格为本领域常规规格。在本发明的说明书以及下述实施例中,如没有特别说明,“%”都表示重量百分比,“份”都表示重量份,比例都表示重量比。[0063] 实施例1[0064] 一种柔性压力传感器的制备方法,包括以下步骤:[0065] 步骤1:将TPU颗粒加入DMF和THF的混合溶剂中,在60℃的水浴锅中磁力搅拌8h,直至TPU完全溶解,并将所获得的TPU纺丝液静置12h,以消除气泡,得到质量分数为20%的TPU纺丝液;[0066] 将TPU纺丝液吸入注射器中并连接21#针头;接着将TPU纺丝液的推进速度设定为0.8mL/h,负载电压设定为15kV,针头到接收器的距离设定为15cm,环境湿度和温度分别控制在45%RH和25℃上下,推进泵将注射器内的纺丝液挤出针头,并在电场下以平板为接收器,获得TPU纤维膜;[0067] 将Ti3C2Tx分散在水中,得到5mg/mL的水分散液,将TPU纤维膜浸泡在水分散液中5min,在聚氨酯纤维膜的表面包覆Ti3C2Tx导电层,得到具有Ti3C2Tx导电层的纤维膜;[0068] 步骤2:将0.06mol/L的二水合乙酸锌及0.05mol/L的氢氧化钠溶解在乙醇中,并在60℃下机械搅拌2h,得到乙醇分散液,将TPU导电纤维膜浸泡在乙醇分散液中30min,在聚氨酯导电纤维膜的表面包覆ZnO种子层,得到具有ZnO种子层的纤维膜;[0069] 步骤3:将0.1mol/L的六水合硝酸锌和0.1mol/L的六次甲基四胺溶解在去离子水中,磁力搅拌1h,获得ZnO前驱体溶液,将具有ZnO种子层的纤维膜浸泡在ZnO前驱体溶液中,并在反应釜中进行水热反应,水热温度为90℃,水热时间为3h,在具有ZnO种子层的纤维膜的表面生长ZnO阵列(ZnO/TPU纤维膜),随后将ZnO/TPU纤维膜浸入1mg/mL的Ti3C2Tx分散液中5min,取出后在35℃的真空干燥箱中烘干,得到ZnO阵列导电纤维膜(Ti3C2Tx@ZnO/TPU导电纤维膜);[0070] 步骤4:首先将丙烯酸基体拉伸到100%,固定部分经拉伸的丙烯酸基体,然后将未固定部分的丙烯酸基体拉伸到300%,最后将Ti3C2Tx@ZnO/TPU纤维膜转移到固定与未固定的丙烯酸基体的交界处,释放预应变后,获得梯度褶皱结构,得到微结构纤维膜基体;[0071] 步骤5:将得到的两片微结构纤维膜基体面对面堆叠,并在上部和下部的梯度褶皱结构上分别引出导线,得到一种柔性压力传感器。[0072] 图3为表面生长ZnO阵列的具有ZnO种子层的纤维膜和ZnO阵列导电纤维膜的场发射扫描电子显微镜图,从图中可以看到,在TPU纤维表面成功生长ZnO阵列,并且Ti3C2Tx插在ZnO阵列的间隙中,形成导电通路。[0073] 图4所示为实施例1中的梯度褶皱结构的超景深3D显微镜图,从图中可以看到,经丙烯酸基体预拉伸后,成功获得梯度褶皱结构。[0074] 图5为实施例1制备得到的柔性压力传感器在不同压力下的电流变化曲线,表明其‑1在260kPa压力范围内的灵敏度为236.5kPa ,展现了该传感器的宽传感范围和高灵敏度。[0075] 将实施例制备的柔性压力传感器进行不同压力下的循环拉伸电流变化测试,其结果如图6所示;图6展现了该传感器在不同压力下,都具有稳定的电流变化。[0076] 将一片羽毛放置到实施例1制备的柔性压力传感器进行电流变化测试,其结果如图7所示;图7展现了该传感器的检测限低至2.3Pa。[0077] 将实施例1制备的柔性压力传感器进行10000次循环负载电流变化测试,其结果如图8所示;图8展现了该传感器具有很好的重复性、稳定性和可靠性。[0078] 将实施例1制备的柔性压力传感器用于实时监测人体活动,其结果如图9所示;图9展现了该传感器既可以检测细微的喉咙振动(如图a所示),也可以检测大的足压信号(如图b所示),从而为实现人体全范围活动的检测提供可能。[0079] 以上内容仅为说明本发明的技术思想,不能以此限定本发明的保护范围,凡是按照本发明提出的技术思想,在技术方案基础上所做的任何改动,均落入本发明权利要求书的保护范围之内。

专利地区:陕西

专利申请日期:2022-12-13

专利公开日期:2024-09-03

专利公告号:CN115950554B


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