電容式差壓傳感器的結構如下圖所示。將左右對稱的不銹鋼基座2、3的外側加工成環(huán)狀波紋溝槽，餅焊上波紋隔離膜片1、4?；鶅葌扔胁Ａ?，基座和玻璃層中央都有孔。玻璃層內表面磨成凹球面，球面邊緣鍍以金屬膜6，此金屬膜層有導線通向外部，為電容的左右定極板。左右對稱的上述結構中央夾入并焊接彈性平膜片，即測量膜片7，為電容的中央動極板。測量膜片左右空間被分割成兩個室，固有糧食結構之稱。在測量膜片的左右兩室中充滿硅油，當左右隔離膜片分別承受高壓pH和低壓pL時，硅油的不可壓縮性和流動性便能將差壓Δp=pH-pL傳遞到測量膜片的左右面上。因為測量膜片在焊接前加有預張力，所以當差壓Δp=0時十分平整，使得定極板左右兩電容的容量完全相等，即CH=CL，電容量的差值為零。在有差壓作用時，測量膜片發(fā)生變形，也就是動極板向低壓極板靠近，同時遠離高壓測定極板，使得電容CH=CL。

電容式差壓傳感器可以通過電壓變化對外力變化作出響應。電容器通常由夾在兩個導電板之間的介電層組成。用于計算電容的公式為：C=ε0εrA/d，其中ε0是真空介電常數(shù)，εr是電介質的相對介電常數(shù)，A是兩個導電板有效重疊的面積，d是兩個導電板之間的間距。撓性電容式力傳感器的電極通常使用CNTs，Ag納米線和導電離子材料。包括PDMS，SEBS和Ecoflex在內的低模量彈性材料非常適合用作介電層。

可以通過微結構化電極或介電層來顯著增強電容式傳感器的傳感能力。如圖1a-d所示，Quan等人使用磨砂玻璃作為模板來制備微結構PDMS膜，作為柔性電容傳感器的電極基板。他們將帶有微結構電極的傳感器與沒有微結構電極的傳感器進行了比較。圖1e–g中的結果表明，具有微結構的傳感器具有更高的靈敏度，更低的檢測限和更快的響應時間。Kang等人開發(fā)了一種基于海綿狀多孔介電層的高性能電容式壓力傳感器。通過將PDMS涂覆在堆疊有聚合物微珠的硅基底上，然后溶解聚合物微珠，來獲得海綿狀多孔結構。然后將多孔PDMS膜轉移到ITO薄膜電極上，從而得到具有超高靈敏度和高穩(wěn)定性的電容傳感器。多孔PDMS壓力傳感器的靈敏度是基于裸露PDMS膜的傳感器的靈敏度的八倍以上。微結構電容式傳感器性能更好的原因可以歸結為以下兩點。一方面，構造彈性體電極基板或介電層改善了裝置的可壓縮性。另一方面，微體系結構以有序的方式在電容器的導電板之間添加了空隙，這使得介電常數(shù)在壓力下可改變。當外力施加到傳感器上導致變形時，介電層中的氣孔總量減小，空氣/彈性體混合介電層的介電常數(shù)增大，從而由兩個原因引起的電容式傳感器的電容值上升因素：板間距的減小和介電常數(shù)的增加。此外，Pang等人開發(fā)了一種高靈敏度的壓力傳感器，該傳感器具有金字塔形的PDMS電介質層和微毛結構的界面，如圖2a，b所示。圖2c-f比較了四個具有不同界面幾何形狀的傳感器的動脈測試結果，結果表明，微毛狀界面可以明顯提高電容式壓力傳感器的信噪比。

圖1a-d非結構化PDMS膜的俯視圖（a）和側視圖（b）的SEM圖像，微結構化PDMS膜的俯視圖（c）和側視圖（d）的SEM圖像。 e比較具有不同結構的傳感器的相對響應。f兩個結構化傳感器的靈敏度測試。g兩個結構化傳感器在1 Pa壓力下的響應。

圖2a微毛結構傳感器的示意圖。b具有不同長寬比的微毛結構的SEM圖像。c–f徑向動脈測試，使用四種具有不同界面幾何形狀的設備：c平面，d長毛比為3，e為6和f為10的微毛結構為了提高靈敏度，與有機場效應晶體管（OFET）集成也是電容傳感器的一項廣泛研究的項目。在OFET器件中，源極-漏極電流直接取決于柵極介電電容。Schwartz等人報道了使用微結構化PDMS膜作為介電層并使用新型共軛聚合物聚異靛二噻吩-硅氧烷（PiI?T-Si）作為半導體的高度敏感的OFET電子皮膚設備。集成了微結構PDMS電介質的OFET器件在<8kPa的低壓狀態(tài)下實現(xiàn)了超高靈敏度（8.4 kPa-1），并且響應時間短（<10 ms）。 這些卓越的功能證明，這種設備在手腕脈搏波的高保真測量中很有希望。

與電阻式傳感器相比，電容式差壓傳感器通常具有更高的靈敏度和更低的檢測極限。然而，它們的較差的線性響應以及對寄生電容和邊緣電容的敏感性在實際應用中可能成為挑戰(zhàn)。

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