毕业论文正文(共24页)

1、呼吸带的研制 1 绪论(xln)1.1 研究(ynji)背景随着科技科学技术的进步,智能纺织品作为新兴产业，开始进入人们的生活。除传统纺织品的服用和装饰用功能，其在航天、军事(jnsh)、医疗等方面发挥着重要作用。电子织物，又称智能布块，一方面具备可穿戴和外观柔顺等一般性质，另一方面可以监测环境事件、进行计算任务和具备无线通信能力。计算、通信、电池与连接部件做为织物内在的组成部分，“隐”于织物之中。织物系统可收集敏感信息、监测环境事件并借助无线信道将数据传送至外部网络，以供进一步地计算处理。智能布块广泛存在于日常生活的各个领域，具备非干扰（CP1HTUCNKVG）和泛在的特点。电子织物蕴含“布

2、块即为计算机”的理念，为实现穿戴式或者非穿戴式信息系统提供了全新的计算平台，被视为普适计算的理想载体。通过把计算、通信、感知和执行功能整合到织物之中，传统概念上被动、泛在的纺织品转变为交互、智能的物联信息感知与处理前端，使信息网络的触角以更为透明的方式延伸到人们生活中的方方面面，也使信息系统能覆盖到愈加广阔的物理世界。具体还表现在，电子织物以非干扰的“人-衣”接口，实现系统所覆盖物理空间中监测对象的局部物联，支持、传感、计算、通信资源的数据共享。物理感知信息经电子织物处理后，连接至其它织物系统或云端，同时还实现了物联对象到各级计算资源的安全、无障碍访问。因此，它也是物联网的一种重要使能部件1。

3、当今随社会的发展，老龄人口增加和患慢性病青少年人数上升,加上人们对健康意识的增强,个人身体的健康状况愈加受到人们的关注。在这种情况下，推动医疗方式从以症状治疗为中心的传统模式向以预防为主、早诊断、早治疗的模式转变。其中，医疗仪器的发展也开始从复杂的、应用于医院的大型医疗设备,转向既适用于医院又适用于家庭和个人的小型穿戴式,甚至是植人式装置。另一方面,一些特殊领域和行业,如航空航天、深水作业和运动员训练等对穿戴式医疗仪器也有很广泛和迫切的需求。1.2 研究(ynji)意义医学中，心电、呼吸、血压、体温、体动等基本人体(rnt)生理参数中蕴涵着丰富的人体健康信息,而生理参数的连续动态监测为了解相关

4、系统的生理、病理状况提供了丰富信息,如动态心电监测(Holter)、动态(dngti)血压监测(AM BP)等2。但呼吸监测远没有像心电监测那样得到重视和推广,但呼吸模式监测可以获得丰富的生理/病理信息。呼吸信息可以通过口鼻气流、电阻抗体积描记以及拉阻呼吸描记技术等技术来获取,相比较而言,口鼻气流佩带不方便,可穿戴呼吸测试衣物是发展可穿戴系统的关键技术。在呼吸生理学领域呼吸带已经有了很广泛的利用，而在语言学领域，呼吸带主要用于言语呼吸动力及朗读节奏的研究。呼吸信号对应人的生理言语表达过程中吸气和呼气过程。目前主要用于汉语普通话和民族语言的诗歌、小说、散文、新闻等不同文体朗读时的呼吸韵律特性研究

5、3。1.3 研究目标与内容旨在提供一种性能优良，能够准确记录胸腹呼吸信号的呼吸带。研究主要通过对呼吸带进行压阻传感器设计，并选取适合实验的器材和材料进行制作，对得到的产品进行测试改良，最终得到课题要求的呼吸带。能够稳定的测量呼吸信号同时，保证织物的稳定性，长久有效工作。1.4 章节安排第一章，绪论。对本课题的研究背景、研究意义、研究目标和内容进行简要概述，有逻辑地对论文整体结构进行排版。第二章，文献综述。简要阐述了可穿戴呼吸测量方法的发展现状，并综述了作为关键材料之一的导电纤维研究状况，其中对导电纤维和织物传感器两个研究方向进行了简要说明，概述了近些年的研究方法和内容，以此作为本课题的研究基础

6、。第三章，呼吸(hx)带的方案设计。对呼吸带传感器进行设计，样品(yngpn)制作方法，分析选取导电纱线及基布和硅胶(u jio)，设计试验方法。第四章，呼吸带压阻传感器的实验与分析。按照试验方法和参数进行实验，分析实验过程中存在的问题并不断对产品进行改良，最终得到符合要求的传感器。第五章，结论与展望。对本课题的研究进行归纳总结，并对现有方案的不足之处及以后相关的研究工作进行了展望，期望在后续试验中提出更有价值和意义的方法。2文献(wnxin)综述2.1 可穿戴(chundi)呼吸测量方法 2.1.1 电感应体积(tj)描记技术物体横截面积的变化可以通过电磁感应测量，可用在呼吸测量中，用来反映

7、胸部轮廓的扩张与收缩。其原理是将弯成弧状的绝缘线圈，恰当的环绕在人体的胸腹部，并在其中接入交变电流，由电磁感应现象生成磁场。随人体呼吸时胸腹部的变化，线圈磁通量亦变化并自身产生感应电流来抵制外接的交变电流。此时调节恰当的电容，电感参数，使线路发生谐振，使功耗全为电阻热。线路中随时间电感变化导致谐振条件变化，运用调频-检波或调频-捡频思路获得对呼吸信号的监测4。通过电磁感应体积扫描技术可以获取呼吸频率、吸气时间分数、呼/吸气比等时间参数和潮气量、分钟通气量、胸腹呼吸贡献比等容积参数、呼吸流速、峰值吸气流速等力学参数。电感应体积扫描技术可以获取丰富的呼吸信号参数，便于人们准确分析和判断。目前该技术

8、已经应用于临床对睡眠的监测，而研究者亦在进一步完善该技术。2.1.2 阻抗体积描记技术人体的阻抗是包括人体皮肤，血液，细胞，组织及其结合部在内的含有电阻和电容的全阻抗，是确定和限制人体电流的参数之一。通过安放在胸部的一对电极能够测得人体胸部电阻抗的变化5。人体在呼吸时身体和胸部肌肉随呼吸运动张紧或松弛，并且由于肺部吸气量的改变，整个胸部阻抗亦随之在变化。这时安放在人体上并与皮肤接触的电极，得以通过输出信号来反映胸部阻抗的变化情况。当前该技术研究的热点主要是织物电极的研发和无缝织造一次成型技术的应用。一般的粘贴式电极长时间于皮肤接触会导致皮肤过敏，且长时间佩戴后回因为脱水而致信噪比降低等弱点6，

9、这种情况下织物电极是一种理想的选择。织物电极需要其材料为可以导电的材料，目前应用于织物电极的导电材料有聚吡咯导电织物、涂炭导电织物、镀金属导电织物等。而用于织物一次成型的机械设备主要是无缝专用针织设备和针织横机，相关机械设备有Santoni SPA5，Steiger SA4等。2.1.3 压电呼吸(hx)描记法1880年人们发现石英晶体(jngt)在机械外力的作用下，其晶体表面产生了相反极性的电荷即极化。这种现象称之为压电效应。已发现的拥有压电效应的材料有：压电高聚物、压电陶瓷、而压电高聚物又包含有PVDF薄膜家族等。因为PVDF薄膜拥有较高的压电常数，并且质量轻、加工性好、柔性好、加工性好、

10、频率响应宽和能够镶于织物中等优势，而广受关注。压电薄膜材料，在压力作用下，其内部的晶体会产生极化，由于晶体基本平行排列，可以将受压后的材料分为极化方向和平行于极化方向,能够得到如下结论：内部正负电荷相抵消，材料带电量是由晶体表面积决定而与晶体厚度无关。对于拥有压电现象的纤维，极化方向与纤维轴向垂直，这时可能存在两种状况。一种是全部(qunb)的电荷都集中在纤维表面，这时在它表面分别连上电极就能够输出电极信号。另一种则是负电荷聚集在纤维芯层，正电荷聚集在纤维表层，此时以电缆的形式能助其输出信号，即在芯层和表层都加入导电层7，相对较复杂。在国内目前的研究主要停留在薄膜的性能改良上。而国外研究者更多

11、关注于压电材料制成同轴电缆形式。且致力于以纤维的形式制成压电材料，以此缩短加工工艺流程。2.1.4 拉阻呼吸描记法法材料受外力作用后电阻率随之发生变化，这种现象叫做压阻效应。由于人体呼吸时胸腹部会周期性收缩与扩张，所以将衣物和具有压阻效应的材料整合到一起，贴在人体胸腹部，当压阻材料受压力变形时，产生压阻效应，材料形变频率通过连入的分压电路能够记录，从而反映人体的呼吸信号。此方法要求高品质灵敏度的传感器和较高稳定性的织物，但测试原理简单。目前的压阻传感器主要分为两类：第一类是由导电织物自身形变而产生信号变化的传感器。第二类为涂料或橡胶自身，剩下织物成为复合材料的传感器。通过压电衣物监测人体平静时

12、呼吸时，实验表明由于此时呼吸频率较低，通过压电衣物测得的信号表现为更多的噪音，因而采用压阻法比压电法适合对病人夜晚的监测。目前压阻法用导电金属涂覆纤维做导电纱线，用于对呼吸信号测量的测量。例如用涤纶纤维涂覆银来制得导电针织物，测量呼吸信号就可以比较稳定。国内外对于导电纤维的研究众多，作为如今研究的热点，人们主要关注于如何制备具有弹性的导电纤维及织物，使其能够满足人们对于穿着舒适性的需求。2.2 导电(dodin)纤维所谓导电(dodin)纤维通常是指电阻率在见cm以下的纤维(20，65%R.H.)。导电纤维是随电子工业(gngy)发展起来的新型纤维，受到科研人员长期的关注和研究，如今已经取得长

13、足的发展和应用。因传统的纤维材料特别是化学纤维，几乎都是电的不良导体，所以，其特有的导电性使其可以用于静电的消除和电磁波的吸收，此外导电纤维可以用于电信号的探测和传输，因而，随电子产业在可穿戴领域的发展，导电纤维越来越多的被应用于电子纺织品的制造，并发挥着不可或缺的作用。2.2.1 导电纤维的发展历程导电纤维发展到今天已经经历了三个阶段：8第一阶段是金属纤维阶段。美国在1936年最早发明了集束拉丝法用来生产金属纤维，用该方法生产的微米级纤维在30多年后才达到商业应用水平。金属纤维相比传统纤维具有优异的导电性，导热性，耐磨性以及高强高模等优异性能，但由于其在加工过程中成纱困难，可染性差，手感差，

14、因而只适用于机械制造和建筑业，如汽车制造中的刹车片磨擦材料，水泥中加入钢纤维制成钢纤维混凝土。第二阶段是表面渗碳型有机导电纤维。如BASF公司Resistat，将导电的碳粉通过表面渗碳的方式加入到普通的纤维表面，其优点是表面电阻值比较低，但导电的碳粉易受摩擦和洗涤等外界因素的影响而从普通纤维表面脱落，从而造成该纤维面料的导电性能随时间逐渐降低。同时，掉落下来的碳粉既是纯净空气中的灰尘， 而且导电碳粉不易在纤维表面均匀分布。第三阶段是复合纺丝型有机(yuj)导电纤维。通过运用最新的复合纺丝工艺钟纺公司(n s)研发了 Belltron 9R型导电纤维，得到了双组分的电纤维。其纤维外层为具有高导电

15、性能的超薄皮状导电聚合物，内部则完全是尼龙-6 聚合物。不同于渗碳(shn tn)纤维，不会因为摩擦、洗涤而导致碳粒子脱落；也不同于金属纤维，不会因折损脱落而损伤接触物的表面。复合纺丝型有机导电纤维是将导电的碳粉与熔融状的基体材料充分混合后，经特殊的喷丝孔与基体材料复合成纤，形成了双组份的导电纤维。其产品特性表现为不会因为摩擦、洗涤而致使碳粒子脱落，具有良好的耐洗、抗弯曲、耐磨损等性能。2.2.2 导电材料制作织物传感器研究织物传感器拥有独特的优点:透气、柔软、可穿着等，人们利用导电纺织结构具有的的电一力学性能来制作传感器的研究已经取得了一些研究人员的重视。2010年王金凤、龙海如等人采用电导

16、率为 516 /m、细度为 110 dtex的镀银导电纤维为原料织制双罗纹和纬平针针织物，均沿纬向拉伸，确定织物拉伸与电阻之间的关系，并求得运用这种关系制得传感器的灵敏度，最后得出竖条纹双罗纹针织物灵敏度最大，横条纹双罗纹针织物次之，镀银纱纬平针织物最小。而且在弹性织物中，织物的电阻是先随伸长的增加而增加，在超过测量织物的弹性范围后，织物电阻随着伸长的增加而减小。对双罗纹在测量中表现出来重复性和稳定性，使其可以用于呼吸等信号的测量，从而开发出可以长期有效用于呼吸监测的传感器9。Huang等人利用导电材料的压阻效应，以导电纤维（碳涂层）和涤纶/弹力纤维混纺成纱，有经包缠工艺制的纱线传感器，可用于

17、呼吸信号的监测。其应变敏感系数为5-17。进一步研究发现，该传感器电阻和应变之间可能为二次函数关系而不是线性相关，并且包缠纱的捻度对传感器性能并没显著影响，且导电双层包缠的电阻与压力的线性度更高等10。Paul Calvert等人通过在织物传感器处纤维上喷涂银和导电聚合物，从而使得其所在的涂层位置具有导电性能，在实验中人们通过在传感器涂层处不同位置施加外力测得电阻变化。实验结果得出，该传感器能检测日提关节处的运动，而且可以(ky)通过改变纱线加捻数改变其性能，对纱线加捻数越多，则纱线间抱合力越大越紧接触点也就越多，从而导电性能更好11。2.3 两根长丝(chn s)纱的相交2.3.1 电学模型

18、(mxng)两根纱线相交叉时会在交叉处形成接触电阻，如果对其施加压力则由接触电阻公式2-1知，接触电阻值将随压力改变而变化。 （2-1）由此我们将分析其电力学性质。如图1所示,是两根相交叉的导电长丝纱，接通的电流如果想从其中一根长丝纱流入另一根长丝纱，则电流必须通过两根纱的交织点。图1相交叉长丝纱为了研究在两根纱线接触点处的电一力学的性能,我们使用(shyng)图2所示的电路图来模拟纱线接触点处的导电机理图2两根相交导电长丝纱电路(dinl)模型图2两根相交导电长丝纱线的电路模型图中左边的部分为(fn wi)纱线的横截面,假设每根纱线有n根长丝纱,那么用右图电路来模拟两根纱线的相交导电情况,对

19、于其中一根纱线，其总电阻为各根长丝纱单电阻的并联值。所以,我们可以用一个并联电路来模拟，但是对于纱线中每一根单独的长丝纱,其接触电阻是是由其在纱线中的位置决定的，是由长丝纱至纱线表面的长丝纱间接触电阻串联得来的。如果将纱线表面至纱线最里层长丝纱分为第1至n层，则长丝纱当前位置至纱线表层，经过几个接触电阻即是几个接触电阻串联，如：第一层为一个接触电阻，第三层为3个接触电阻串联，如此类推。总电阻可看做是这n根电阻的串联与并联的组合。用式可以表示为: （2-2）式中的系数“2”是因为这两根纱线的对称性，而在实际计算中,如果计算所有纤维之间的接触电阻会很困难,并且,由于等效电阻是所有这些回路的倒数和,

20、而且越是靠里层的长丝纱,贡献的等效电阻值就越小，所有,我们为了计算与分析方便,就忽略里层的长丝纱接触电阻,而电流大部分都将从接触电阻值小的表面通过，所以我们看做全部电流都从表面接触的纤维中通过，这样,两根纱线间的接触电阻由两根纱线直接接触的表面纤维决定。当两根相交的纱线受压接触力增大,使每一个接触的电阻阻值同时降低,因而总的接触电阻就表现出减小的趋势，总电阻就可以近似表示为: （2-3）即只由表面接触(jich)的纱线决定当在相交处受到自竖直方向的压力时，长丝纱与长丝纱的接触面积增大，更有利于电流的流通.因此，等效(dn xio)总接触电阻随外加压力的增大而逐渐减小.根据这一原理来制作适用于呼

21、吸测量的压阻传感器.2.4本章(bn zhn)小结目前以衣物为依托的可穿戴式呼吸测量方法主要有电感应体积描记技术、阻抗体积描记技术、压电呼吸描记法，压阻呼吸描记法。前两种测试方法，由于测试信号全面且较精，因而应用较为广泛。后两种不仅测试原理简单，而且采集方法便捷，但存在反应信息较为单一。可穿戴式呼吸测量研究中，由于其导电材料，传感器技术，抗干扰等各个方面不够完善，还有很多方面亟待改进。导电纤维是发展可穿戴纺织品不可或缺的新型纤维材料，已由最初的金属纤维发展出表面渗碳型有机导电纤维、复合纺丝型有机导电纤维等，此类纤维具有良好的导电性和耐久性，特别是在低湿度下仍具有良好的耐久抗静电性，因此在工业、

22、民用等领域有着很大的用途。 而Huang、王金凤等研究人员利用导电材料已经开发出应用于呼吸测量发面的传感器。通过分析两根纱线相交的电学模型，来分析压力与接触电阻之间的关系，两根纱线间的接触电阻由两根纱线直接接触的表面纤维决定，随所受压力的增大，材料的接触电阻逐渐减小。3呼吸(hx)带的方案设计本课题(kt)旨在提供一种性能优良，能够记录胸腹呼吸信号(xnho)的呼吸带。要求不仅要具有织物的可穿戴行，而且要有准确和稳定记录胸腹呼吸信号的能力。3.1 实验材料的选择和传感器设计一条呼吸带包括三个部分：压阻传感器、松紧带、电缆。而传感器是呼吸带组成件中最复杂最重要的组成部分，其质量的好坏直接决定着呼

23、吸带的成功与否，因此其材料的选择在实验中尤为重要。3.1.1 实验材料的选择导电纱线：选用实验室中电阻率为430 m、线密度为11.1 tex的镀银导电长丝纱经过合股加捻的方式，制得20根合捻，5捻度/10厘米的单股导电纱线。基布：涤纶具有优越的物理机械性能，且有良好的耐热和耐腐蚀性，因而选用6cm6cm涤纶平纹布作为传感器的基布。硅胶：硅胶与固化剂搅拌均匀.模具硅胶外观是流动的液体，硅胶的软硬程度可以通过设定不同的硅胶和固化剂配比来实现调节。A组份是硅胶，B组份是固化剂，本次试验中两种组分的配比为A:B=1：1。3.1.2 传感器试样的制备方法无硅胶：将制得的导电纱线通过刺绣的方法，缝制于涤

24、纶基布，并使纱线交织点位于涤纶基布中心位置。（2）有硅胶：同上通过刺绣方法将导电纱线缝制与涤纶基布，且使纱线交织点位于涤纶基布中心，将配得的硅胶搅拌均匀置于模具，等待时间，待其初步凝固，将其扣于涤纶基布上导电纱线交织出，待其完全凝固即制作完成。3.2 实验(shyn)仪器和方法3.2.1实验(shyn)仪器加压三维运动(yndng)平台样品加压三维运动平台如图3所示，其主要由施压装置和压力数据采集装置两部分组成，其中施压装置部分由三维运动平台、伸缩式电机及弹簧组成.先由电脑上控制平台的运动到达合适的位置。再运用电脑上软件控制伸缩式电极在竖轴方向伸缩，来调节施加在样品上的压力.电机下方连接弹簧，

25、与电机自带的伸缩装置协同运动，通过电脑软件设计伸缩电极的初速度、加速度、以及位移量，来实现对样品施加压力大小，和加压频率。压力采集装置由平台底部的硅压力传感器来实现实时测量，并由电脑软件记录压力变化情况。图 3Agilent 34970A数据采集/开关单元Agilent 34970A如图4是以经典的台式数字万用表作为测量引擎， 将其嵌入到了它的3插槽主机箱内，并且该系统能够通过其紧凑的机箱提供具有内置信号调理功能的通用输入以及模块化的灵活性。它具有6 1/2位 (22比特) 分辨率，0.004%的基本dcV精度和超低的读数噪声。与高达250通道/秒的扫描速率相结合，可以提供实验所需的速度和精度

26、。对于测量温度、交流/直流电压、电阻、频率还是电流，34970A都能够胜任。图 43.2.2试验(shyn)方法呼吸带作为可穿戴设备，其舒适性亦是需要关注的对象，由于在实际监测中其不可避免的会对人体的接触部位产生束缚力，是人体感受到服装(fzhung)压力12。而舒适服装压力(yl)范围为1.96 3.92 kPa,所以我们对6cm6cm传感器施加压力范围为2N 8N。成年人平静呼吸时频率约为1620次/min，因此将施压频率设定为18次/min，即0.3 Hz，模拟人体呼吸状况。静态加压测试电-力学的性能静态加压就是在固定不变的载荷作用下电阻的响应，压力感应式织物传感器在受压和不受压下，电阻

27、率落差是产生电信号的基础,如果希望其能有良好的电信号响应,那么其在受压状态下该传感器必须有良好的导电性,所以在一定压力作用下下具有较高的导电率是织物传感器成功的关键13。（2）动态加压测试电-力学的性能动态加压实在不断变化的载荷作用下电阻的响应，是织物传感器应用于实际检测前，在仪器上对其模拟实际的测试，能够较真实的反映其性能。如果希望其有良好稳定的电信号响应，那么其在变化的压力状态下，该传感器必须有良好的稳定性，所以在变化的压力作用下，具有良好的稳定性是织物传感器成功的关键。3.3 本章(bn zhn)小结本课题(kt)研究的是一种可穿戴智能(zh nn)纺织品中，监测呼吸信号的可穿戴纺织品，

28、旨在提供一种可监测胸腹呼吸信号的呼吸带。此呼吸带采用了压阻式传感器作为传感元件，从而实现对呼吸信号的监测。该呼吸带作为可移动医疗设备，可以实现对人体呼吸信号的监测，在保证对呼吸信号准确监测的同时，由于呼吸带的柔软和轻便，特别是可以方便的佩戴在人体而不会造成过多负担，从而提高了和服装的融合性。本章主要从四个方面对呼吸带传感器的设计方案进行说明：（1）本课题采用了压阻式传感器，通过刺绣的方法将导电纱线固定在涤纶基布上，来制作传感件，分为有硅胶和无硅胶两种。（2）导电纱线,基布，硅胶的选择，导电纱线由导电长丝纱合股加捻制的，涤纶基布采用平纹6cm6cm规格，硅胶与固化剂配比为1:1。实验机器的选择为

29、实验室现有的加压三维运动平台，Agilent 34970A数据采集/开关单元。（4）方案设计：初步的实验方式是用静态加压和动态加压来分别测试同一传感器，获得实验数据。实验大体如下第一步：实验前的准备：包括导电纱线制作，硅胶配制，涤纶基布准备。第二步：传感器制备方法将制得的导电纱线通过刺绣的方法，缝制于涤纶基布，并使纱线交织点位于涤纶基布中心位置，有硅胶的需将配得的硅胶搅拌均匀置于模具，等待时间，待其初步凝固，将其扣于涤纶基布上导电纱线交织出，待其完全凝固即制作完成。第三步：试验方法对传感器的测试分为静态加压和动态加压两种：（1）静态加压：在固定不变的载荷作用下电阻的响应，压力感应式织物传感器在

30、受压和不受压下，电阻率落差。（2）动态(dngti)加压：是在不断变化(binhu)的载荷作用下电阻的响应，在连续(linx)变化的压力状态下，测量压力感应式织物传感器的电-力学性能。4 呼吸带压阻传感器的实验与分析4.1 传感器试样制备采用电阻率为430 m、线密度为11.1 tex的镀银导电长丝纱，通过合股加捻制备传感原件.20根纱线一股合捻，股线捻度为5捻/10cm.将所制备的纱线用针缝制于一块6 cm6 cm的涤纶基布上，将交织点布置在基布的中心位置，按表4-1所示制得样品.其中样品1和2分别制作3个试样，以便重复测试.为保证接触点在测量时不被移动，样品中的镀银纱线均由涤纶缝纫线加固.

31、样品2为硅胶涂覆样本，用以进行涂覆硅胶前后电阻的对比实验.硅胶的软硬度可通过设定不同的树脂和固化剂配比调节，本实验将两种组分的配比设定为m(硅胶)m(固化剂)=11. 表4-1 样品 样品样品1：无硅胶传感器样品2：有硅胶传感器附图4.2 实验内容(nirng)及结果4.2.1 静态加压对于两种试样均采用(ciyng)静态加压，使用(shyng)Agilent 34970A数字万用表测其电阻，采集频率为10 Hz。由于镀银纱线存在自身电阻不稳定性，在无受力状况下，确保其电阻稳定，而后再施加压力.由于在人体实际应用时呼吸带和人体间存在挤压，因而需加一个2N的预加压力。通过静态加压确定其电阻与压力

32、之间的关系，求得传感器的灵敏度， 探讨传感器灵敏性需求是否满足。 传感器的灵敏度就是在稳定工作情况下输出量变化与引起这种变化的输入量变化之比值。静态灵敏度K就是线性传感器校准曲线的斜率。传感器性能要求越好，则传感器灵敏性要求越高。静态灵敏度的计算方法为：,R为电阻变化量， F为织物所受压力变化量。由测得数据得表4-1：表4-2 为静态加压测得数据压力N无硅胶静态加压电阻值 HYPERLINK /view/1145004.htm t _blank 压力N有硅胶静态加压电阻值 HYPERLINK /view/1145004.htm t _blank 式样1试样2试验3平均值方差式样1试样2试验3平

33、均值方差22.459 2.631 2.601 2.564 0.006 22.66 2.61 2.64 2.64 0.0007 32.450 2.610 2.583 2.548 0.005 32.60 2.59 2.58 2.59 0.0001 42.430 2.586 2.569 2.528 0.005 42.55 2.57 2.55 2.56 0.0001 52.418 2.573 2.562 2.518 0.005 52.51 2.55 2.53 2.53 0.0004 62.407 2.564 2.556 2.509 0.005 62.50 2.54 2.52 2.52 0.0006 7

34、2.400 2.558 2.551 2.503 0.005 72.49 2.54 2.52 2.51 0.0006 82.390 2.533 2.548 2.490 0.005 82.49 2.53 2.51 2.51 0.0004 由表4-2作图5： 样品1静态(jngti)压力-电阻变化 样品(yngpn)2静态(jngti)压力-电阻变化图 5由列表4-2发现，样品1和样品2的3个试样的电阻起始值不完全相同，这是因为传感器导线夹持位置存在误差，且传感器接触点接触状态存在不同.总体来说，存在幅值差异较小，且涂覆硅胶可以有效减小幅值差异。图5显示无硅胶和有硅胶的刺绣型压力传感器，电阻与压力的

35、关系，从这2块样品织物电阻与压力的关系图可以看出，传感器电阻随着所受压力的增加而减小； 在压力比较小的情况下， 电阻与压力成线性相关；而在压力比较大的情况下， 电阻变化并不明显。由以上数据可得:无硅胶传感器 HYPERLINK /view/1145004.htm t _blank /N，有硅胶传感器 HYPERLINK /view/1145004.htm t _blank /N，因为且的近乎两倍，所以可以得知是否涂覆硅胶对传感器有很大影响，且涂覆过硅胶的传感器其灵敏度远大于未涂覆硅胶的传感器。由图5可以发现，两试样电阻幅值变化差异很大，且涂覆硅胶试样电阻幅值变化远大于未涂覆试样。这是因为硅胶是

36、绝缘体，涂覆过程中部分阻隔了导电纱线中长丝与长丝见的导电接触，对电流(dinli)在纱线间传递起阻碍作用，因而增大了接触电阻的起始值，由于硅胶的弹性存在有利于改善压力传感器的信号稳定性。4.2.2 动态(dngti)加压通过(tnggu)加压三维运动平台对两试样均采用动态加压，测试时覆盖一个透明薄板在试样上方，弹簧通过对薄板施压间接对接触点进行加压。 通过平台底座的硅压力传感器完成对压力数据的采集。由于压力采集装置存在误差，调节好后弹簧位置保持不表可减小误差。施压情况如图6。图6 动态压力-时间变化施压频率设定为18。5次/min，即0.3 Hz，施压范围为2N7N,来模拟人体呼吸状况。电阻信

37、号由Agilent 34970A测量，采集频率为10 Hz。人体正常呼吸时，由于呼气和吸气人体的胸腹部会周期性收缩与扩张。呼吸频率是一分钟呼吸的次数。 由于呼吸时附在人胸部的呼吸带与人肌肤间压力会变化， 所以呼吸频率可以通过穿戴于胸腹部的织物压力传感器来监测，但是要确保传感器的稳定性。 因此本研究对织物试样进行了反复施压， 测量其电阻值是否变化， 以确定是否满足传感器稳定性要求。动态施压情况(qngkung)下两试样在120s内，压力-电阻变化如图7图8所示：图7 样品1动态压力-电阻(dinz)变化图8 样品2动态压力(yl)电阻变化观察图7可以发现，随着施压次数的增加，电阻值曲线整体明显向

38、阻值变小方向偏移。这是由于传感器接触点发生塑性变形，在持续的施压过程中，传感器接触点处纱线不断被挤压，接触状态不可恢复所致。呼吸带要进入实际应用，必须避免这种情况的发生。观察图8在传感器接触点处涂覆有硅胶，由于硅胶具有良好的弹性，能够带动纤维在受压后恢复到原来的位置14。4.2.3 呼吸(hx)带制作结合(jih)上述两种试样测试(csh)结果，可知涂覆硅胶可以提高压力传感器的灵敏度，使其可以得到更清楚的呼吸信号，并且由于硅胶的弹性，传感器在长时间的测试中，可以避免传感器接触点的塑性变形引起的信号偏移，拥有更好的可重复性。据此，在呼吸带制作中选用涂覆硅胶的传感器,放入弹性腰带上的暗兜中绑在测试

39、者腰部，调节弹性腰带搭扣，使松紧适中.将夹头夹住导电纱线，通过Agilent 34970A对电阻进行实时测量，即可获得用于监测呼吸信号的呼吸带。4 .3本章小结本章通过无硅胶和有硅胶覆盖两种传感器的对比试验，进行了敏感度，重复性等方面测试。(1)静态加压测试中有硅胶覆盖的传感器较无硅胶覆盖的传感器在敏感度更为优宜。其敏感度是未涂覆硅胶传感器的近两倍，因而涂覆过硅胶的传感器其灵敏度远大于未涂覆硅胶的传感器。(2)动态加压测试中有硅胶覆盖传感器较无硅胶覆盖的传感器在重复性方面更为有益。由于硅胶的弹性，传感器在长时间的测试中，可以避免传感器接触点的塑性变形引起的信号偏移，拥有更好的可重复性。本课题研

40、究的是一种可穿戴智能纺织品中，监测呼吸信号的可穿戴纺织品，旨在提供一种可监测胸腹呼吸信号的呼吸带。而通过静态和动态对传感器压力-电阻方面的测试，得知有硅胶涂覆传感器在敏感度和重复性方面都较优异，可以满足我们对呼吸带传感器的需要。5 结论(jiln)与展望5.1 结论(jiln)本文基于压阻效应原理(yunl)，通过刺绣的方法，利用导电纤维来制的用于呼吸带的压阻传感器。通过静态和动态加压测试，分析研究实验得出以下几点结论:（1）涂覆硅胶试样电阻幅值变化远大于未涂覆试样。这是因为硅胶是绝缘体，涂覆过程中部分阻隔了导电纱线中长丝与长丝见的导电接触，对电流在纱线间传递起阻碍作用，因而增大了接触电阻的起

41、始值，由于硅胶的弹性存在有利于改善压力传感器的信号稳定性。（2）通过涂覆硅胶的方法可以提高传感器的可重复性，由于硅胶的弹性存在，传感器在长时间的测试中，能够带动纤维在受压后恢复到原来的位置，避免传感器接触点的塑性变形引起的信号偏移，拥有更好的可重复性。5.2 展望由于实验时间的限制，本文主要针对的是传感器单触点压力/电阻研究。而对于传感器多触点的压力/电阻特性没有做深入的研究，希望接下来的实验可以从这方面着手。除此之外，可以将导电纱设计更多纺织结构，对其压力-电阻特性进行研究。参考文献1郑能干(nnggn)，吴朝晖，林曼，杨天若，程伟.电子织物研究进展J.计算机学报.2011,7（34）：11722滕晓菲，张元亭.移动(ydng)医疗：穿戴式医疗仪器的发展趋势J.中国(zhn u)医疗器械杂 志.2006,5（30）3印雪尘，吕士良，段力令，于洪志.呼吸生理信号在实验语音学中的应用研究J.生命科学仪器.2014,6(12)4 张政波，俞梦孙，李若新.背心式呼吸感应体积描记系统设计J.航天医学与医学工程，2006,19(5)5 Aida