一种皮肤触觉传感器的制作方法

本实用新型属于电子材料技术领域，尤其涉及一种皮肤触觉传感器。

背景技术：

触觉压力分布的测量与分析在诸多领域均有广泛的应用。柔性触觉传感器可用于人类健康和安全等相关的各类接触压力分布信息的监测。当前对触觉的钻研逐渐深入，尤其是柔性触觉力传感器技术的发展，创造了囊括制造业、服务业、医疗和文娱等种种新的触觉应用领域，而且也越来越适用于各行业的虚拟现实系统。如在医疗器械方面，对于结肠镜这类与病人器官直接接触的医疗器械，可以在器械表面覆上柔性触觉传感器来感知与病人器官的接触压力并反馈给医生，医生就能及时采取措施避免过大接触压力的发生，从而减少病人的痛苦和手术风险。如在计算机与外围人机界面的新发展中，柔性触觉传感器技术是计算机技术中一项新的研究方向。如触摸屏和有效的触觉反馈系统等。在这个新领域，有必要有一个灵活的，易于安装和灵敏度高的触觉传感器来检测力和压力信息。总之，能够监测接触压力的柔性触觉传感器有着广阔的应用前景。

目前，国内外研究的触觉传感器主要是利用传感器本身的压阻效应，仅适合测量大压强，无法满足智能穿戴方面的需求。

技术实现要素：

为了解决上述问题，本实用新型提供一种利用传感器与皮肤间的压阻效应可以测量小压强的皮肤触觉传感器，本实用新型采取的具体技术方案是：

一种皮肤触觉传感器，包括柔性基底层和导电复合材料层，所述导电复合材料层上设有若干凹槽结构，其特征在于所述皮肤触觉传感器电压与压强的相关系数由将传感器放置于人体手臂内侧皮肤上，并与mindware多导生理仪相连接，通过万能材料试验机instron对不同尺寸的传感器进行循环往复的压缩实验采集数据拟合而成。

进一步的，所述柔性基底层为天然纤维素织物。

进一步的，所述柔性基底层为再生纤维素织物。

进一步的，所述导电复合材料的原配配比为炭黑0.5份、纳米二氧化硅0.5份、助剂20份、硅橡胶10份，该配方组合形成复合型导电高分子材料。

本实用新型的有益效果为与任何一种纺织品结合制成能够测量小压强的皮肤触觉压力传感器，改变皮肤触觉传感器只适用于大压强测量的缺点，并且能够直接穿着，直接贴合于人体表层皮肤，可用于测试人体在静态或动态时受到的压力。

附图说明

图1为皮肤触觉传感器的制成示意图；

图2为皮肤触觉传感器的测试连接示意图；

图3为5mm×5mm规格传感器采集的电压与压缩应力信号示意图；

图4为10mm×10mm规格传感器采集的电压与压缩应力信号示意图；

图5为15mm×15mm规格传感器采集的电压与压缩应力信号示意图；

图6为10mm×10mm规格传感器的电压与压缩应力之间的实测数值对比图；

图7为10mm×10mm规格传感器的电压与压缩应力之间的关系图；

图8为15mm×15mm规格传感器的电压与压缩应力之间的实测数值对比图；

图9为15mm×15mm规格传感器的电压与压缩应力之间的关系图；

图10为15mm×15mm规格传感器量程测试的电压与压缩应力信号示意图；

图11为15mm×15mm规格传感器量程测试的电压与压缩应力之间的实测数值对比图。

具体实施方式

下面结合实施例对本实用新型作进一步地详细说明。

图1所示实施例显示了本实用新型所涉皮肤触觉传感器的制成过程，包括如下步骤：

(1)将天然纤维素织物和/或再生纤维素织物裁成大小合适的布块1，熨斗熨平整；

(2)在布块1上画出正方形；

(3)用镀银纱线2沿着正方形的内围车一个更小点的正方形；

(4)镀银纱线在布块1的一面预留出10cm的长度作为导线3；

(5)向布块1正面(无镀银纱线导线3的一面)涂上导电复合材料4，再盖上设有半圆形的凸起部分，半径约为1mm的模具5，并压实；

(6)室温自然硫化24h成型后，取下模具，导电复合材料层上形成若干凹槽结构6，最终得到得传感器7。

图2所示实施例显示了所涉皮肤触觉传感器测试时的连接方式，连接电脑、mindware多导生理仪、instron-3365万能材料试验机与皮肤触觉传感器。

用医用胶布或绝缘胶布将instron-3365万能材料试验机的金属压头包裹起来，并在压头上方加绝缘板固定。将传感器用双面胶固定在绝缘的压头上；

金属夹子分别勾住传感器预留的导电纱线(镀银纱线)，将传感器连接到mindware多导生理仪上；

开启mindware多导生理仪、instron-3365万能材料试验机的开关，打开biolab软件设置好实验参数，软件参数设置如表1所示；

表1压缩循环实验的参数设置

将实验对象的手臂内侧置于instron-3365万能材料试验机平台上，开始循环往复压缩实验。

如图3-5所示是mindware采集的不同规格大小的传感器的电压与压力信号的关系图。上方曲线图为instron-3365万能材料试验机施加压力的情况，下方曲线图为传感器测试的电压，每秒钟100个信号点，电压放大倍数为1000倍，两者的测量时间相同。

由图3可知，由于传感器的电极面积过于小，影响了传感器与人体皮肤的接触，导致传感器的性能效果并不理想。

由图4、5可知，电压与压强变化的规律在整体上有着一致性。10mm×10mm的传感器的电压在0.65v-1.15v内波动，压强在0-0.65kpa范围内变动。15mm×15mm的传感器的电压在0.53v-0.75v内波动，压强在0-1kpa范围内变动。电极大小为10mm×10mm、15mm×15mm的传感器可用于皮肤触觉压力的测量。

图6-7、图8-9是不同规格大小传感器的电压与压缩应力之间的关系图，分别是由图4和5经过数据处理后得出的图像。

由图6-7可知压强与电压变化的规律在整体上有着一致性。规格10mm×10mm的传感器电压与压强的线性关系为y＝0.747x+0.629(自变量为压强，因变量为电压)，电压与压强的相关系数为0.997581，拟合度为0.995。由此可知，规格10mm×10mm的传感器的电压与压强线性关系显著且高度正相关。在压力测试中可以通过测量的电压计算出传感器所受到的压强。

由图8-9可知，压强与电压变化的规律在整体上有着一致性。规格15mm×15mm的传感器电压与压强的线性关系为y＝0.238x+0.535(自变量为压强，因变量为电压)，电压与压强的相关系数为0.990575，拟合度为0.981。由此可知，规格15mm×15mm的传感器的电压与压强线性关系显著且高度正相关。在压力测试中可以通过测量的电压计算出传感器所受到的压强。

拟合结果如表2所示：

表2拟合结果

由表2可知，自制的传感器的线性关系显著且高度正相关，相关系数均在0.99以上。其中规格为10mm×10mm的传感器的拟合程度更高，相关系数达到0.997。而相关系数越高，传感器的稳定性也越好。

传感器的灵敏度系数是作为衡量传感器的重要指标，传感器的灵敏度系数直接关系到应变测量的精度。它是指传感器在稳定工作情况下输出量变化δy输入量变化δx的比值，即输出-输入特性曲线的斜率。由表2可知，规格10mm×10mm传感器的灵敏度为0.747，规格15mm×15mm传感器的灵敏度为0.238。由此可知，两种传感器的灵敏度都很高，可以实现微小压力的检测。其中规格为10mm×10mm的传感器的灵敏度更好，测量的精度较准确。

不同规格传感器的迟滞性比较如表3所示：

表3传感器的迟滞性比较

表3可知，电压、压强从开始到到达峰值的时间差分别为0.054s和0.044s。由于在实验过程中，是由一人同时点下两台电脑测试软件的开始，只是理想化地认为测试是同时开始的。因受人为误差的影响，所以这相差的千分之几秒可以忽略不计。因此可以认为两种规格为10mm×10mm,15mm×15mm的传感器的迟滞性几乎没有，传感器反应迅速，非常灵敏。

对15mm×15mm的传感器进行量程测试，量程测试的最大压力设为8n。情况如图10-11所示。

由图10-11分析可知，该传感器的线性关系为y＝0.102x+0.564，相关系数为0.981，拟合度为0.962，压力在0-8kpa范围内变动。由此可知，在增大压力的同时，传感器的性能依旧良好，且传感器的量程是符合人体触觉压力测量的。

本领域的技术人员将看到，可以在不背离其宽泛的实用新型概念的情况下对上述实施例进行更改。因此，应该理解本实用新型不限于所公开的特定实施例，而是意图涵盖由附加权利要求定义的本实用新型概念的精神和范围内的修改。