技术领域
[0001] 本
发明属于
传感器技术领域，具体涉及一种柔性的人体体征监测传感器。
背景技术
[0002] 体征监测带是一种结构柔性的传感设备，可以实时监测人体的体动、呼吸、心率等生理体征
信号，具有灵敏度高、结构轻便、体验舒适等特点、可广泛应用于面向人体体征监测的智能
床垫、智能坐垫等产品。
[0003] 在实现本发明过程中，
发明人发现
现有技术中至少存在如下问题：
[0004] 第一，当前已有基于PVDF柔性压电
薄膜的传感器，在被尖锐物穿刺后出现明显失能；
[0005] 第二，目前基于摩擦发电机原理的监测带，通常是由一对摩擦对构成，再使用绝缘材料层、屏蔽材料层以及封装材料层包覆。在生产过程中容易产生摩擦对错位现象，从而引起睡眠带信号输出不稳定，封装后的睡眠带相对较硬，舒适度较低。
发明内容
[0006] 本发明
专利的目的是针对现有技术的
缺陷，提出一种基于摩擦发电机原理的人体体征监测带，用于解决现有技术中人体体征监测带摩擦层容易发生错位、柔软度相对差以及制备工艺效率低的问题。
[0007] 为了达到上述目的，本发明提供的技术方案为：
[0008] 一种基于摩擦发电机原理的人体体征监测带，包括
[0009] 摩擦电对层，所述摩擦电对层包括第一摩擦层、中心
电极层和第二摩擦层，其中，所述第一摩擦层、第二摩擦层分别为一体层合结构，并且两者相对于
中心电极层对称；所述第一摩擦层包括第一表面及第二表面，所述中心电极层包括第三表面积第四表面，所述第二摩擦层包括第五表面及第六表面，且所述第二表面与第三表面之间、所述第四表面与第五表面之间分别形成一对摩擦界面；
[0010] 第一
引出电极、第二引出电极和第三引出电极，其中，所述第一引出电极和第一表面连接，所述第二引出电极和第四表面连接，所述第三引出电极和第六表面连接，并且所述第一引出电极和第三引出电极相连接作为共同引出电极；
[0011] 绝缘层，所述绝缘层为绝缘防
水薄膜，并且完全包裹所述第一表面和第六表面；
[0012] 封装层，所述封装层完全包裹绝缘层。
[0013] 优选的，所述第一摩擦层为：由第一电极层、第一高分子
聚合物层通过共
固化技术制备获得的一体层合结构；所述第二摩擦层为：由第二电极层、第二高分子聚合物层通过共固化技术制备获得的一体层合结构。
[0014] 进一步优选的，所述第一表面为第一电极层，第二表面为第一高分子聚合物层，第五表面为第二高分子聚合物层。第六表面为第二电极层。
[0015] 优选的，所述第二表面和第五表面的表面上具有规则或不规则的微纳凹凸结构。
[0016] 在上述技术方案的
基础下，进一步优选的，所述第一摩擦层、第二摩擦层的长度L1大于所述中心电极层的长度L2，L1-L2≥2.5mm；第一摩擦层、第二摩擦层的宽度W1大于所述中心电极层的宽度W2，W1-W2≥2.5mm。
[0017] 除此之外，本发明还提供了一种第一摩擦层或第二摩擦层的共固化制备步骤，包括：步骤包括：
[0018] （a）以10：1的比例将聚二甲基
硅氧烷的A和B组分混合均匀，并在微结构模板上涂敷一定厚度的膜。
[0019] （b）将液态高分子聚合物放入高温环境加热烘干，待液态高分子聚合物整体失去流动性，但其表面仍然表现出粘性时，将准备好的织物电极铺平
覆盖在高分子聚合物膜背面，使得高分子聚合物膜背部与织物电极之间没有留下气泡。
[0020] （c）等到完全固化后，将织物电极与高分子聚合物膜同时从模具上取下，即得到第一摩擦层或第二摩擦层。
[0021] 相比现有技术来说，本发明的有益效果是：
[0022] 本发明专利提出的基于摩擦发电机原理的人体体征监测带，在保证了自供电、灵敏度高以及携带使用方便等特点的同时，进一步解决了现有技术中人体体征监测带柔软度差和容易产生摩擦层错位、封装后的人体体征监测带相对较硬等弊端，从而进一步提高了给予摩擦发电机的人体体征监测带的信号输出可靠性、使用舒适度以及扩大了使用情景范围；并且在制备过程中，使用模具工装实现人体体征监测带的高效制备，适合大规模商业化生产。
附图说明
[0023] 图1为实用新型的一种基于摩擦发电机原理的人体体征监测带的立体结构示意图。
[0024] 图2为图1中虚线框中部分正视结构示意图。
[0025] 图3为第一摩擦层、第二摩擦层的制备工艺说明图。
[0026] 图4为将本实用新型制作成的睡眠带置于人体下所获得的呼吸及心跳生理信号数据图。
[0027] 图5为图4中单个心跳信号的数据图。
[0028] 图6为对比例1，背景技术中所提到的PVDF睡眠带在正常状态下的
激励信号图。
[0029] 图7为对比例1，背景技术中所提到的PVDF睡眠带在经过穿刺后的激励信号图。
[0030] 图8为对比例2，背景技术中所提到的：未采用一体层合结构的摩擦层、各层之间容易发生错位的睡眠带的体动监测信号输出结果。
[0031] 图9为本实用新型的体动监测信号输出结果，与图8作比较。
[0032] 标记：1-人体体征监测带，2-中心电极层，3-第一高分子聚合物层，4-第一电极层，5-共同引出电极，6-第二引出电极，7-第三引出电极，8-绝缘层，9-织物
包装层，10-第二高分子聚合物层，11-第二电极层，12-第一
端子，13-第二端子，14-第三端子，15-电极保护层，
16-微结构模板，17-刮板，30-高分子聚合物膜，40-织物电极。
具体实施方式
[0033] 下面结合具体
实施例对本发明进行解释说明，所述实施例的示例旨在用于解释本发明，而不能理解为对本发明的限制。
[0034] 实施例1
[0035] 本实施例提供一种基于摩擦发电机原理的人体体征监测带，如图1所示。本实施例采用的人体体征监测带1是一条长宽比较大的带状结构，其厚度不超过5mm。第一电极与第三电极的共同引出电极5和第二引出电极6位于带状结构的同一端。
[0036] 图2为图1中虚线框部分的具体结构正视示意图，具体的，图2显示出了基于摩擦发电机原理的人体体征监测带1内部的各层结构的剖面示意图。如图2所示，基于摩擦发电机原理的人体体征监测带1包括：织物包装层（即本实用新型所说的封装层）9、绝缘层8、第一电极层4、第一高分子聚合物层3、中心电极层2、第二高分子聚合物层10、第二电极层11、第一端子12、第二端子13、第三端子14以及电极保护层15。
[0037] 其中，第一高分子聚合物层3与第二高分子聚合物层10为对称设置。第一高分子聚合物层3包含上表面和第二表面，分别对应着第一电极层4的下表面和中心电极层2的第三表面，其中，第二表面与第三表面之间形成摩擦界面；第二高分子聚合物层10包含第五表面和下表面，分别对应着中心电极层11的第四表面和第二电极层2的上表面，其中，第四表面和第五表面形成摩擦界面。当有作用
力作用于人体体征监测带表面时，使得第二表面和第三表面，以及第四表面和第五表面产生不同程度的对撞
接触，形成了电势差，从而产生了相对应的
电信号。
[0038] 第一引出电极5通过第一端子12与第一电极层4相连，其中第一端子12一端装定在第一电极层上，另一端与第一引出电极5通过
焊接相连；第二引出电极6通过第二端子13与中心电极层2相连，其中第二端子13一端装订在中心电极层2上，另一端焊接在第二引出电极6上；第三引出电极7通过第三端子14与第二电极层11相连，并且第三引出电极7的另一端焊接在第一端子12上。当人体体征监测带1受到作用力时，中心电极层2会带有正电荷，第一电极层4和第二电极层11会同时带有负电荷，因此第一引出电极5和第二引出电极6之间会形成电势差从而输出电信号。
[0039] 绝缘层8分为上下两部分，分别与第一表面和第六表面通过双面胶粘接，绝缘层四边均大于并超出第一表面和第六表面。最外的织物包装层9与绝缘层另外的表面通过双面胶粘接，并且最外层使用细线沿着四边压紧缝制封边。在绝缘层8与第一表面之间，使用电极保护层15包覆端子以及
连接线接头部分，并使用PET双面胶粘接。
[0040] 可选的，为进一步提高绝缘层8及织物包装层9对摩擦层的包覆效果，以及避免摩擦层之间发生错位，可以使用细线在睡眠检测带表面缝制纹路，其中纹路可以为多种合理的纹理。
[0041] 实施例2
[0042] 本实施例提供了一种如实施例1所示的一种基于摩擦发电机原理的人体体征监测带的主体结构：第一摩擦层、第二摩擦层的制备方法，并主要阐述共固化工艺。
[0043] 图3为图2中第一摩擦层、第二摩擦层的制备工艺说明图；如图3所示，包括微结构模板16，刮板17，高分子聚合物膜30，织物电极40。具体步骤为：
[0044] （a）以10：1的比例将聚二甲基硅氧烷的A和B组分混合均匀，并在微结构模板16上涂敷厚度为300μm的高分子聚合物涂层。
[0045] （b）将液态高分子聚合物涂层放入高温环境加热烘干，待其整体失去流动性，但其表面仍然表现出粘性时，将准备好的织物电极40
整理平整，10度
角抬起并与涂层对齐，使用刮板17轻压滑动将织物电极40粘贴在高分子聚合物膜背面，使得高分子聚合物膜背部与织物电极之间没有气泡存在。
[0046] （c）待高分子聚合物涂层完全固化后，将织物电极40与高分子聚合物膜30同时从模具取下，即得到第一摩擦层。第二摩擦层同理。
[0047] 由于本发明专利采用了对称叠层的摩擦结构，有效的提高了传感器的信号
稳定性以及灵敏度，并且避免了
干扰信号的产生；另外通过绝缘层、织物包装层以及缝制纹理，从而可以避免摩擦层之间的错位引起的问题，从而保证人体体征监测带工作可靠性；并且，工艺科通过工装以及夹具来实现生产，进一步提高了人体体征监测带的制作效率。
[0048] 实施例3
[0049] 本实施例提供了如实施例1所示的一种基于本实用新型制作的睡眠带的一些心跳检测数据。
[0050] 图4和图5显示出了实际使用中，当人体躺在由本实用新型制作的睡眠带上时，睡眠带采集到的呼吸以及心跳的生理数据。图4中同时显示出了呼吸和心跳信号，其中突起的脉冲信号为心跳信号，约为1秒钟1出现一次；整体的波浪起伏为呼吸信号的特性信号，将
数据处理后所得红色波浪线可以更清晰的看出呼吸的特征信号，大约为4秒为一个呼吸循环。图5显示出了一个心跳循环的生理信号图，其中可以明显的看出J波以及其他主要特征
波形。
[0051] 对比例1
[0052] 对比例1提供了背景技术中所提及的：当前已有基于PVDF柔性压电薄膜的传感器的一些性能测试数据。
[0053] 图6和图7显示出了PVDF样品的激励信号图，其中图6显示了正常状态下PVDF样品受到激励后产生的信号；将同一个PVDF样品使用针穿刺数次，再次使用同样的激励条件产生了不同的信号，如图7所示。经过穿刺后，PVDF的灵敏度明显降低，无法正常获取微弱信号。
[0054] 将实施例3与对比例1相比，本实用新型因其多层结构相对独立，即使被针刺穿也不会发生类似PVDF的失能。
[0055] 对比例2
[0056] 对比例2提供了背景技术中所提及的：目前基于摩擦发电机原理的监测带的一些性能测试数据。
[0057] 假设对比例2的结构如下：为5层逐层独立结构的组合，即电极层-高分子层-电极层-高分子层-电极层，其中每层为独立层。
[0058] 则在正常使用时，对比例2所有的金属层均参与了摩擦运动，相对于居中电极层，其所有的导电层均是对称且自由的，也就意味其间的电势差存在随机性。在实际应用中，这种随机性体现在：相同的体征运动下信号输出的大小及方向上均可能存在
波动，进而影响后端通过
算法语言对信号的判读与分析。如图8所示，“坐下”信号是较为稳定的负向的脉冲波形，但由于各对称的金属层均参与了摩擦，“起立”信号则显示了不稳定的多个峰的
叠加，并且信号主峰有可能会出现在负向。
[0059] 实施例4
[0060] 本实施例提供了如实施例1所示的一种基于摩擦发电机原理的人体体征监测带的一些性能测试数据。
[0061] 本实用新型在共固化后，形成与聚合物绝缘层无相对运动的电极层，使得摩擦运动所产生的电荷可以根据外部运动
载荷方向定向运动，进而具有明确的方向性。
[0062] 如图9所示，本实用新型由于仅有居间金属层参与摩擦，电荷的运动方向与体动
变形存在确定的对应关系，因此坐下与起立均为清晰地脉冲波形，不存在同一动作下出现两个方向
电压信号的状态。
[0063] 将实施例4与对比例2相比，由于实施例4的信号
质量具有明显的优势，后端的算法工程师仅需要通过机器语言读取电压输出的+/-即可判断起立/坐下动作，读取输出的最大值判断动作幅度，而相对应的，在对比例2的情况下，仅用电压输出方向判断动作，则可能在途中圆圈标识处出现误判，需要更为复杂的算法；另一方面，这种无序性在更高
频率的运动中会更为明显。由此说明，带电极的高分子层共固化的结构，不仅改进了不同层的错位问题，同时共固化的结构有着更好的敏感度以及输出电信号的稳定性。
[0064] 以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内所作的任何
修改、等同替换和改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。
