具体实施方式

下面结合具体实施例，进一步阐述本公开。应理解，这些实施例仅用于说明本公开而不用于限制本公开的范围。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。

除非另行定义，文中所使用的所有专业与科学用语与本领域熟练人员所熟悉的意义相同。本发明所使用的试剂或原料均可通过常规途径购买获得，如无特殊说明，本发明所使用的试剂或原料均按照本领域常规方式使用或者按照产品说明书使用。此外，任何与所记载内容相似或均等的方法及材料皆可应用于本发明方法中。文中所述的较佳实施方法与材料仅作示范之用。

需要注意的是，这里所使用的术语仅是为了描述具体实施方式，而非意图限制根据本公开的示例性实施方式。如在这里所使用的，除非上下文另外明确指出，否则单数形式也意图包括复数形式，此外，还应当理解的是，当在本说明书中使用术语“包含”和/或“包括”时，其指明存在特征、步骤、操作和/或它们的组合。

目前，存在的柔性触觉传感器大都只能实现一种刺激信号的检测，这对于健康检测、人工智能、柔性机器人和智能假肢等前沿领域十分受限，并且制备方法复杂，成本高，为此，本公开提供了一种双模柔性触觉传感器及其制备方法和应用。

在本公开的一种实施方式中，一种双模柔性触觉传感器，所述双模柔性触觉传感器由气流传感器和压力传感器集成一体；所述气流传感器的传感层与压力传感器的顶部电极层连接；所述压力传感器的顶部电极层依次与双面分级微锥结构的离子凝胶传感层、压力传感器的底部电极层连接。将柔性气流传感器和压力传感器集成一体，能够同时、无干扰的检测电阻和电容两种信号，能够同时实现对呼吸状态和脉搏情况的实时监测并且互相没有干扰。

在本公开的一种实施方式中，压力传感器的顶部电极层、双面分级微锥结构的离子凝胶传感层和压力传感器的底部电极层为双互锁结构。双互锁结构的超级电容式压力传感器相比于传统结构而言，应力的集中更为强大，并且增大了比表面积，有利于提高单位面积的电容，从而提高器件的灵敏度。

在本公开的一种实施方式中，所述气流传感器的传感层为负载有碳纳米管的PDMS纤毛阵列结构，基于碳纳米管(CNTs)负载的PDMS(聚二甲基硅氧烷)纤毛阵列结构，为分级反微锥结构，能够提高了气流传感器的灵敏度。

在本公开的一种实施方式中，所述压力传感器的顶部电极层和压力传感器的底部电极层为负载有金纳米粒子的分级微锥结构。

在本公开的一种实施方式中，所述双面分级微锥结构的离子凝胶传感层为基于聚偏氟乙烯-六氟丙烯P(VDF-HFP)/1-乙基-3-甲基咪唑啉双(三氟甲基磺酰基)亚胺[EMIM][TFSI]的双面分级微锥结构，这种独特的结构能够提高比表面积，增强电子传输能力，增强传感器的电容效应，从而导致其灵敏度远远高于传统压容式触觉传感器。双面分级微锥结构的引入，极大增强了局部应力的集中，有利于外力更好的传输。同时，该结构的出现降低了薄膜表面的粘弹性，缩短了响应和恢复时间。

在本公开的一种实施方式中，一种双模柔性触觉传感器的制备方法，所述制备方法包括:

步骤(1)：将PDMS溶液涂覆在分级微锥结构Cu模板上，在80-120℃下退火1-3h固化，剥离后获得纤毛阵列结构的PDMS二次模板；将P(VDF-HFP)/[EMIM][TFSI]离子凝胶溶液涂在PDMS二次模板上，以300-800rpm的转速旋涂1-3min，使P(VDF-HFP)/[EMIM][TFSI]离子凝胶溶液在PDMS二次模板上均匀铺开，并在离心力和重力的作用下完全渗入孔洞中，再将第二个PDMS二次模板与第一个PDMS二次模板的开口界面处对称放置，使得离子凝胶在毛细力的作用下流入上层PDMS二次模板，得到双面分级微锥结P(VDF-HFP)/[EMIM][TFSI]离子凝胶；这种双面结构的制备方法简单、经济且易操作，能够实现大规模传感层的制备。

步骤(2)：将P(VDF-HFP)/[EMIM][TFSI]离子凝胶涂覆在Cu模板上，剥离后获得的分级反微锥结构离子凝胶二次模板；将PDMS溶液涂覆在顶部Cu模板上，以500-1000rpm的转速旋涂3-5min，使溶液在Cu模板上均匀铺开，并在离心力和重力的作用下完全渗入孔洞中，制备纤毛阵列结构，同时，将所述离子凝胶二次模板作为底部模板置于PDMS溶液上，在毛细力的作用下流入离子凝胶二次模板，制备分级微锥结构，并在60-80℃固化3-5h，固化后剥离，对纤毛阵列结构喷涂碳纳米管，对分级微锥结构喷金，获得双面异质结构的CNTs/PDMS/Au；该过程中，PDMS溶液处于顶部、底部模板的界面处，PDMS流入到顶部、底部模板是同时发生的。

步骤(3)：将PDMS溶液涂覆在分级反微锥结构离子凝胶二次模板上，以500-1000rpm的转速旋涂3-5min，使溶液在离子凝胶二次模板上均匀铺开，并在离心力和重力的作用下完全渗入孔洞中，并在60-80℃固化3-5h，固化、剥离后得到单面分级微锥结构PDMS的底部电极，对单面分级微锥结构PDMS喷金，获得单面分级微锥结构的Au/PDMS；

步骤(4)：将双面异质结构的CNTs/PDMS/Au，双面分级微锥结构P(VDF-HFP)/[EMIM][TFSI]离子凝胶和单面分级微锥结构的Au/PDMS组成双模柔性触觉传感器；

在本公开的一种实施方式中，所述PDMS溶液的制备包括：将PDMS与固化剂以10-1：5的重量比例充分搅拌20-60min，并置于真空干燥箱中进行除泡处理30-60min；进一步地，所述固化剂为PDMS固化剂。

在本公开的一种实施方式中，采用激光打标模板法的微纳加工技术制备分级微锥结构Cu模板；进一步地，所述Cu模板，较大微锥结构的底部直径为40-80um，高度为80-120um，较小微锥结构的底部直径为20-60um，高度为40-80um。

在本公开的一种实施方式中，所述P(VDF-HFP)/[EMIM][TFSI]离子凝胶溶液的制备包括：将P(VDF-HFP)聚合物溶于溶剂，所得溶液的溶度为10wt％-20wt％，再加入[EMIM][TFSI]离子液体(离子液体与P(VDF-TrFE)体积比为0.5:1，1:1，2:1)，得到均匀混合的溶液；对于这种配比的溶液，一方面，溶液粘稠度合适，易于利用旋涂工艺渗入PDMS二次模板中，且能均匀分布于孔洞，形成厚度合适的传感层，利于提高器件的稳定性；另一方面，这种配比下的溶液能够形成最大的电双层，并且薄膜的机械性能最好，极大的提高了超级电容式压力传感器的灵敏度。

进一步地，所述溶剂为有机溶剂，优选的，为丙酮、N-甲基吡咯烷酮、二甲基乙酰胺、N,N-二甲基甲酰胺、磷酸三乙酯、甲基乙基酮、N,N-二甲基甲酰胺和二甲基硫中任意一种。

在本公开的一种实施方式中，所述的双模柔性触觉传感器和/或所述的双模柔性触觉传感器的制备方法在可穿戴医疗保健系统中的应用。

为了使得本领域技术人员能够更加清楚地了解本公开的技术方案，以下将结合具体的实施例详细说明本公开的技术方案。

实施例1

一种双模柔性触觉传感器，制备流程图如图1所示，制备方法如下：

1)利用冷光激光打标机制备分级微锥结构Cu模板，如图6所示，Cu模板表面结构规则，较大微锥结构的底部直径为60um，高度为100um，较小微锥结构的底部直径为30um，高度为60um；

2)将PDMS与PDMS固化剂以8：5的重量比例充分搅拌30min，并置于真空干燥箱中进行除泡处理50min，然后涂覆在分级微锥结构Cu模板上，在100℃下退火1h固化，在剥离后获得纤毛阵列结构的PDMS二次模板；

3)将P(VDF-HFP)聚合物溶于丙酮，所得溶液的溶度为15wt％，再加入[EMIM][TFSI]离子液体(体积比为1Vol％)，得到均匀混合的溶液。

4)将3)中所述溶液旋涂在PDMS二次模板上，以500rpm的转速旋涂2min，使溶液在PDMS二次模板上均匀铺开，并在离心力和重力的作用下完全渗入孔洞中，然后将另一片PDMS二次模板置于离子凝胶上，使得离子凝胶在毛细力的作用下流入上层PDMS二次模板，从而获得双面分级微锥结构P(VDF-HFP)/[EMIM][TFSI]离子凝胶(如图7所示)这种双面结构的制备方法简单、经济且易操作，能够实现大规模传感层的制备。

5)将3)中的P(VDF-HFP)/[EMIM][TFSI]离子凝胶涂覆在Cu模板上，待干燥后剥离，获得的分级反微锥结构离子凝胶作为二次模板；

6)将2)中混合后的PDMS溶液涂敷在Cu模板上，以800rpm的转速旋涂4min，使溶液在Cu模板上均匀铺开，并在离心力和重力的作用下完全渗入孔洞中，同时，将5)离子凝胶作为底部模板置于PDMS溶液上，在毛细力的作用下流入离子凝胶二次模板，并在60℃固化4h，剥离后得到双面异质结构的PDMS(纤毛结构如图8A所示和分级微锥结构如图8B所示)，分别作为气流传感器的传感层和压力传感器的顶部电极，同时，对纤毛结构喷涂CNTs，对分级微锥结构喷金；

7)将2)中的PDMS混合溶液涂敷在5)中反微锥结构离子凝胶模板上，以600rpm的转速旋涂4min，使溶液在离子凝胶二次模板上均匀铺开，并在离心力和重力的作用下完全渗入孔洞中，并在70℃固化4h，剥离后得到单面分级微锥结构PDMS的底部电极，同时，对分级微锥结构喷金；

8)将6)中双面异质结构的PDMS，4)中双面分级微锥结构P(VDF-HFP)/[EMIM][TFSI]离子凝胶和7)中单面分级微锥结构的PDMS组成双模柔性触觉传感器，具体结构如图2所示。

对比例1：

与实施例1相比，区别在于，利用上述方法制备了传感层和电极层全平面结构，如图3所示。

对比例2：

与实施例1相比，区别在于，利用上述方法制备了传感层为双面分级微锥结构，电极层为平面结构，如图4所示。

对比例3：

与实施例1相比，区别在于，利用上述方法制备了传感层为平面结构，电极层为分级微锥结构，如图5所示。

相比于对比例1-3所述的不同结构的压力传感器，实施例1所述的基于双互锁结构的P(VDF-HFP)/[EMIM][TFSI]离子凝胶在灵敏度展现了更好的性能，如图9所示。在图9中体现了传感器的灵敏度，灵敏度就曲线的斜率，如8053.1kPa^-1(<1kPa)，3103.5kPa^-1(1-35kPa)。灵敏的提高主要有以下两个方面，一方面是由于双互锁结构提供了超大的比表面积，给予了传感器更高的面积变化量，从而使得在相同压力下具有更多的接触面积；另一方面，双互锁结构更加有利于应力的集中，使得在受到外力时更易被压缩。

如图10所示，图10对器件进行了1kPa的瞬时加载和卸载。传感器表现出对外部压力的自发响应，响应时间和恢复时间均小于5.6ms，这是由于该触觉传感器在电极和介质均制备了分层微锥结构阵列，这将极大降低了薄膜之间的粘弹性，从而获得了超快的响应和恢复时间。

如图11所示，图11显示了作为气流速率和气流角函数的电流变化的三维等高线图，其中电流变化与这两个变量呈正相关。

如图12所示，图12一旦气流被施加到传感器上，就会产生一个尖锐的响应信号，如果气流随后被关闭，则会恢复到初始状态。通过周期性地打开/关闭气流并在气流速度保持恒定在0.6MPa气流压力时改变气流角度来进行循环可靠性测量。曲线形状和幅值稳定，说明传感器具有良好的可靠性。

以上所述仅为本发明的优选实施例而已，并不用于限制本发明，尽管参照前述实施例对本发明进行了详细的说明，对于本领域的技术人员来说，其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分技术特征进行等同替换。凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。