楊益敏，汪 偉

(四川大學(xué) 化學(xué)工程學(xué)院，四川 成都 610065)

柔性應(yīng)變傳感材料可以將外界拉伸刺激轉(zhuǎn)換成易于讀取的電學(xué)信號(hào)，在電子皮膚、人體健康監(jiān)測(cè)、人機(jī)交互系統(tǒng)等方面具有廣闊的應(yīng)用前景[1-5]。對(duì)于人體運(yùn)動(dòng)行為的檢測(cè)，通常要求柔性應(yīng)變傳感材料具有良好的柔韌性、高的靈敏度和寬的檢測(cè)范圍，以靈敏檢測(cè)人體運(yùn)動(dòng)過(guò)程所導(dǎo)致的皮膚形變。例如，常見(jiàn)的人體大部分動(dòng)作所導(dǎo)致的皮膚形變范圍通常為0～75%[6]，而人體皮膚的最大拉伸率則可達(dá)到180%～200%[7-8]。具有三維含水聚合物網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)的水凝膠，由于具有與生物組織相似的力學(xué)性能、優(yōu)良的柔韌性、生物相容性、拉伸性、低模量等特點(diǎn)，是構(gòu)建柔性應(yīng)變傳感材料的理想柔性基材[9-11]。通常將柔性基材與導(dǎo)電材料相結(jié)合，可以構(gòu)建得到多樣化的柔性應(yīng)變傳感材料[12-14]。相對(duì)于二維和三維結(jié)構(gòu)的應(yīng)變傳感材料來(lái)說(shuō)，一維結(jié)構(gòu)的微纖維狀應(yīng)變傳感材料因其微型化尺寸導(dǎo)致的高靈敏度、靈活的可編織性，使其在柔性應(yīng)變傳感材料方面具有重要作用。然而，由于現(xiàn)有導(dǎo)電水凝膠材料的可紡性還較為有限[15]，目前的導(dǎo)電水凝膠應(yīng)變傳感材料主要以三維塊狀結(jié)構(gòu)和二維薄膜狀結(jié)構(gòu)為主，對(duì)于具有優(yōu)良拉伸性能和應(yīng)變傳感性能的導(dǎo)電水凝膠微纖維的連續(xù)可控制備仍存在挑戰(zhàn)。

微流控技術(shù)可在微通道內(nèi)精確操控多相液體的流動(dòng)，能連續(xù)產(chǎn)生組成、結(jié)構(gòu)、尺寸可控的液流體系，從而為連續(xù)可控構(gòu)建導(dǎo)電水凝膠微纖維提供了優(yōu)良的技術(shù)平臺(tái)[16]。基于此，作者選用生物相容性、柔韌性和拉伸性良好的聚乙烯醇(PVA)作為柔性基材，并選用導(dǎo)電特性?xún)?yōu)良的聚(3,4-亞乙二氧基噻吩)-聚(苯乙烯磺酸)(PEDOT-PSS)和氯化鋰(LiCl)作為導(dǎo)電材料，利用微流控技術(shù)可控產(chǎn)生噴射液流作為模板，通過(guò)快速界面交聯(lián)反應(yīng)連續(xù)可控制得具有優(yōu)良拉伸特性和應(yīng)變傳感特性的PVA/PEDOT-PSS導(dǎo)電水凝膠微纖維。

1 實(shí)驗(yàn)

1.1 試劑及材料

PVA(牌號(hào)為1799)、氫氧化鈉(NaOH)、無(wú)水硫酸鈉(Na2SO4)、羧甲基纖維素鈉(CMC)、無(wú)水LiCl、乙二醇(EG)、硼酸(H3BO3)：分析純，成都科龍化工試劑廠(chǎng)提供；PEDOT-PSS水溶液：質(zhì)量分?jǐn)?shù)為1.5%，上海阿拉丁試劑有限公司提供；5 min環(huán)氧樹(shù)脂膠:美國(guó)Devcon公司產(chǎn)；純水：自制。

1.2 儀器與設(shè)備

Milli-Q純水系統(tǒng)：美國(guó)密理博公司制；LSP01-2A注射泵：保定蘭格恒流泵有限公司制；JSM-7500F型掃描電子顯微鏡：日本JEOL公司制；DR-226往復(fù)拉伸儀：廣東德瑞儀器有限公司制；EZ-LX萬(wàn)能拉力試驗(yàn)機(jī)：日本島津株式會(huì)社制；FD-1C-50型冷凍干燥機(jī)：北京博醫(yī)康實(shí)驗(yàn)儀器有限公司； 2401型數(shù)字源表：美國(guó)Keithley儀器公司制；PN30型水平拉針儀、MF-830型顯微斷針儀：日本Narshige公司制；BX61工業(yè)光學(xué)顯微鏡：日本Olympus公司制；一級(jí)毛細(xì)管微流控裝置：自制。

1.3 導(dǎo)電水凝膠微纖維的制備

采用一級(jí)毛細(xì)管微流控裝置制備導(dǎo)電水凝膠微纖維。該微流控裝置由圓柱形玻璃毛細(xì)管和方形玻璃毛細(xì)管構(gòu)成。圓柱形玻璃毛細(xì)管的內(nèi)徑和外徑分別為550 μm和1 mm，方形玻璃毛細(xì)管的內(nèi)徑為1 mm。首先，將作為注射管的圓柱形玻璃毛細(xì)管的一端通過(guò)拉針儀和斷針儀加工形成內(nèi)徑約400 μm的錐口，然后將該毛細(xì)管錐口一端插入作為收集管的方形玻璃管內(nèi)。最后，使用環(huán)氧樹(shù)脂膠將上述組裝的毛細(xì)管密封并固定到玻片上，從而構(gòu)建得到一級(jí)毛細(xì)管微流控裝置，如圖1所示。在制備導(dǎo)電水凝膠微纖維時(shí)，采用含質(zhì)量分?jǐn)?shù)8% PVA、質(zhì)量分?jǐn)?shù)0.01% H3BO3和PEDOT-PSS的水溶液作為內(nèi)相溶液，含有質(zhì)量分?jǐn)?shù)1% CMC、質(zhì)量分?jǐn)?shù)8% NaOH和質(zhì)量分?jǐn)?shù)30% Na2SO4的水溶液作為外相溶液，含有質(zhì)量分?jǐn)?shù)8% NaOH和質(zhì)量分?jǐn)?shù)30% Na2SO4的水溶液作為接收液。使用注射泵將內(nèi)相溶液以150 μL/ min、外相溶液以200 μL/min的流速注入到垂直放置的微流控裝置中，使得內(nèi)相溶液在外相溶液剪切下在方形收集管內(nèi)形成噴射液流模板(見(jiàn)圖1中的A1A1′，B1B1′,C1C1′)。

圖1 導(dǎo)電水凝膠微纖維制備的微流控裝置示意

在液流模板中，NaOH由連續(xù)相擴(kuò)散至液流模板，觸發(fā)H3BO3在堿性條件下與PVA發(fā)生快速交聯(lián)反應(yīng)，從而制備得到PVA/PEDOT-PSS-n導(dǎo)電水凝膠微纖維(如圖2所示)[17]。其PVA/PEDOT-PSS-n中的n表示內(nèi)相溶液中PEDOT-PSS的含量，實(shí)驗(yàn)中分別用PEDOT-PSS質(zhì)量分?jǐn)?shù)為0.5%，1%，1.5%的內(nèi)相溶液制備得到了PVA/PEDOT-PSS-0.5，PVA/PEDOT-PSS-1，PVA/PEDOT-PSS-1.5導(dǎo)電水凝膠微纖維。將所產(chǎn)生的導(dǎo)電水凝膠微纖維用電動(dòng)轉(zhuǎn)盤(pán)連續(xù)收集到含有NaOH和Na2SO4的接收液中，以使其完全交聯(lián)固化。然后，使用純水清洗微纖維表面殘留的NaOH和Na2SO4，并保存在純水中，將由此制得的PVA/PEDOT-PSS-0.5，PVA/PEDOT-PSS-1，PVA/PEDOT-PSS-1.5導(dǎo)電水凝膠微纖維分別編號(hào)為1#，2#，3#試樣。為進(jìn)一步強(qiáng)化微纖維的拉伸性能和導(dǎo)電特性，將上述導(dǎo)電水凝膠微纖維置于含2 mol/L LiCl的EG/H2O混合溶液(簡(jiǎn)稱(chēng)EG/H2O溶液，其中EG與H2O的體積比為2:1)中浸泡10 min，以用于后續(xù)測(cè)試。

圖2 液流模板不同截面的交聯(lián)過(guò)程

1.4 分析與測(cè)試

微觀結(jié)構(gòu)：采用工業(yè)顯微鏡觀察導(dǎo)電水凝膠微纖維的形貌結(jié)構(gòu)，并將導(dǎo)電水凝膠微纖維冷凍干燥后，使用掃描電鏡觀察微纖維的微觀形貌結(jié)構(gòu)并拍照。

力學(xué)性能：取長(zhǎng)度為20 mm的導(dǎo)電水凝膠微纖維固定于萬(wàn)能拉力測(cè)試機(jī)的夾具上，并以50 mm/min的速度對(duì)該微纖維進(jìn)行拉伸，測(cè)試該微纖維的力學(xué)性能。

應(yīng)變傳感性能：將微纖維固定于往復(fù)拉伸儀的夾具上，并利用銅導(dǎo)線(xiàn)將微纖維兩端與數(shù)字源表相連接。使用往復(fù)拉伸儀對(duì)微纖維進(jìn)行反復(fù)地拉伸和釋放，并由數(shù)字源表記錄微纖維在循環(huán)拉伸-釋放過(guò)程中的電阻變化。在測(cè)試過(guò)程中，數(shù)字源表的電壓設(shè)置為2 V。采用靈敏度系數(shù)(GF)表征微纖維應(yīng)變傳感性能的靈敏度。GF定義為：

GF=(?R/R0)/(?L/L0)

(1)

?R=R-R0

(2)

?L=L-L0

(3)

式中：?R/R0為微纖維的相對(duì)電阻變化；?L/L0為微纖維的應(yīng)變；R0和R分別為微纖維在無(wú)拉伸時(shí)的初始電阻和在拉伸情況下的電阻；L0和L分別為微纖維在無(wú)拉伸時(shí)的初始長(zhǎng)度和在拉伸情況下的長(zhǎng)度。

人體運(yùn)動(dòng)檢測(cè)性能：采用超薄醫(yī)用膠帶將經(jīng)過(guò)EG/H2O溶液浸泡處理的導(dǎo)電水凝膠微纖維固定在人體食指以及手肘關(guān)節(jié)處，并將微纖維的兩端經(jīng)銅導(dǎo)線(xiàn)與數(shù)字源表(設(shè)置電壓為2 V)相連接。利用數(shù)字源表實(shí)時(shí)記錄微纖維在上述部位運(yùn)動(dòng)過(guò)程中的電阻變化。

2 結(jié)果與討論

2.1 形貌結(jié)構(gòu)

從圖3可以看出，3個(gè)導(dǎo)電水凝膠微纖維試樣均展現(xiàn)出了良好均一的纖維結(jié)構(gòu)，其直徑約為435 μm。同時(shí)實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)，由于PEDOT-PSS在PVA水溶液中具有良好的分散性，不同PEDOT-PSS含量的導(dǎo)電水凝膠微纖維在光學(xué)顯微鏡下均呈現(xiàn)出均一的顏色，且隨著PEDOT-PSS含量的增加，其顏色逐漸變藍(lán)。

圖3 試樣的光學(xué)顯微鏡照片

從圖4可以看出，不同PEDOT-PSS含量的導(dǎo)電水凝膠微纖維的結(jié)構(gòu)均一，其表面光滑致密，這是由于H3BO3和PVA由界面處開(kāi)始進(jìn)行快速交聯(lián)反應(yīng)，再加上Na2SO4促進(jìn)脫水成型作用的緣故。而由圖5試樣的斷面照片可以看出，1#，2#，3#試樣纖維內(nèi)部均為三維多孔結(jié)構(gòu)，這種多孔結(jié)構(gòu)有利于離子的傳輸以及對(duì)拉伸作用的快速響應(yīng)[18]。

圖4 試樣表面的掃描電鏡照片

圖5 試樣截面的掃描電鏡照片

2.2 力學(xué)性能

由圖6可以看出，導(dǎo)電水凝膠微纖維的斷裂應(yīng)變隨著PEDOT-PSS含量的增加而增大，且其斷裂?L/L0均高于300%。這主要是因?yàn)殡S著PEDOT-PSS含量的增加，PEDOT高分子鏈與PVA高分子鏈之間的相互作用增強(qiáng)，在拉伸過(guò)程中可以有效地實(shí)現(xiàn)拉伸時(shí)的能量耗散，從而提升了導(dǎo)電水凝膠微纖維的拉伸性能。而導(dǎo)電水凝膠微纖維的拉伸強(qiáng)度則隨著PEDOT-PSS含量的降低而增大，當(dāng)PEDOT-PSS質(zhì)量分?jǐn)?shù)為0.5%(1#試樣)時(shí)，導(dǎo)電水凝膠微纖維的拉伸強(qiáng)度最大。

圖6 試樣的應(yīng)力-應(yīng)變曲線(xiàn)

從圖7可見(jiàn)：未經(jīng)EG/H2O溶液浸泡的1#試樣的斷裂?L/L0為368%，拉伸強(qiáng)度為1.27 MPa；而經(jīng)EG/H2O溶液浸泡后的1#試樣的斷裂?L/L0提高至454%，其拉伸強(qiáng)度也提高至2.51 MPa。1#試樣的力學(xué)性能的提高主要是由于當(dāng)導(dǎo)電水凝膠微纖維經(jīng)EG/H2O溶液浸泡后，其三維交聯(lián)高分子網(wǎng)絡(luò)內(nèi)部所含的水經(jīng)溶劑交換過(guò)程變?yōu)榱薊G/H2O溶液，而其中的EG分子可以與PVA高分子鏈形成氫鍵作用，并促進(jìn)PVA高分子鏈產(chǎn)生致密的結(jié)晶域，從而使得微纖維力學(xué)性能得到提高[19]。上述結(jié)果表明，該導(dǎo)電水凝膠微纖維具有良好的柔韌性和拉伸性能，能夠滿(mǎn)足較大拉伸范圍內(nèi)的使用。同時(shí)，由于1#試樣具有較高的拉伸強(qiáng)度，且其可拉伸范圍可涵蓋常見(jiàn)的人體運(yùn)動(dòng)行為所導(dǎo)致的皮膚應(yīng)變范圍，所以后續(xù)實(shí)驗(yàn)中選用了經(jīng)過(guò)EG/H2O溶液浸泡處理的1#試樣進(jìn)行應(yīng)變傳感性能的研究。

圖7 經(jīng)EG/H2O溶液浸泡前后的1#試樣的應(yīng)力-?L/L0曲線(xiàn)

2.3 應(yīng)變傳感性能

圖8a和圖8b為1#試樣在拉伸速度為30次/min下不同拉伸率的?R/R0。從圖8a可以看出，1#試樣的?R/R0隨著拉伸率的增加而增大，當(dāng)微纖維的拉伸率為20%，40%，60%，80%時(shí)，其?R/R0分別為37%，75%，115%，172%。由圖8b可知，1#試樣在3%，5%，10%的較小拉伸率下，亦能展現(xiàn)出穩(wěn)定、重復(fù)的?R/R0。圖8c所示是1#試樣在不同拉伸速度下被拉伸至50%的拉伸率時(shí)的?R/R0。從圖8c可以看出，在不同拉伸速度下的重復(fù)拉伸過(guò)程，導(dǎo)電水凝膠微纖維均展現(xiàn)出穩(wěn)定的?R/R0，其?R/R0值保持在100%左右。上述結(jié)果表明，該導(dǎo)電水凝膠微纖維可在不同拉伸率和拉伸速度下具有穩(wěn)定、重復(fù)的?R/R0。這是由于該微纖維的三維高分子網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)中同時(shí)具有導(dǎo)電高分子和離子用于導(dǎo)電，在拉伸過(guò)程中，微纖維內(nèi)部相鄰PEDOT高分子鏈間的電荷隧穿作用和微纖維的幾何形變效應(yīng)發(fā)生變化，從而導(dǎo)致其電阻發(fā)生變化；當(dāng)導(dǎo)電水凝膠微纖維被拉伸時(shí)，微纖維中相鄰PEDOT高分子鏈的距離發(fā)生變化，影響了其相互的電荷隧穿作用，導(dǎo)致電阻增大；同時(shí)，由電阻的計(jì)算公式(電阻為電阻率與長(zhǎng)度的乘積與橫截面積之比)可知，隨著導(dǎo)電水凝膠微纖維在拉伸時(shí)長(zhǎng)度增大，其橫截面積減小，亦導(dǎo)致微纖維電阻增大。

圖8 1#試樣在不同條件下的?R/R0

從圖9a可看出，在由0拉伸至20%，40%，60%拉伸率的逐步拉伸過(guò)程中，導(dǎo)電水凝膠微纖維的?R/R0隨著?L/L0的增大而呈現(xiàn)臺(tái)階式增長(zhǎng)；當(dāng)穩(wěn)定并保持在某一拉伸率不變時(shí)，導(dǎo)電水凝膠微纖維的?R/R0值亦保持不變，這表明導(dǎo)電水凝膠微纖維在拉伸過(guò)程中的電學(xué)特性能展現(xiàn)出對(duì)?L/L0的穩(wěn)定響應(yīng)。同樣地，當(dāng)60%拉伸率的微纖維再經(jīng)由40%，20%，0的拉伸變化逐步回復(fù)至初始狀態(tài)時(shí)，其?R/R0值亦隨?L/L0的逐步減小而呈現(xiàn)出臺(tái)階式的下降。同時(shí)，在逐步拉伸和回復(fù)過(guò)程中，該導(dǎo)電水凝膠微纖維在同一?L/L0下的?R/R0值幾乎相同，這表明導(dǎo)電水凝膠微纖維的?R/R0在響應(yīng)拉伸刺激時(shí)具有良好的可重復(fù)性。此外，如圖9b所示為導(dǎo)電水凝膠微纖維在0～20%的拉伸和回復(fù)過(guò)程中的?R/R0。從圖9b可以看出，其在拉伸和回復(fù)過(guò)程中的響應(yīng)時(shí)間分別為0.18 s和0.24 s，均表現(xiàn)出對(duì)外部拉伸刺激的快速響應(yīng)能力。

圖9 1#試樣在拉伸和回復(fù)過(guò)程中的?R/R0與t的關(guān)系

從圖10可以看出，1#試樣的?R/R0隨著?L/L0的增加而增大。通過(guò)分段擬合圖10中曲線(xiàn)的斜率可得知，當(dāng)?L/L0為0～150%時(shí)，導(dǎo)電水凝膠微纖維的GF值為1.88，而當(dāng)?L/L0為150%～300%時(shí)，微纖維的GF值為3.00，并且在兩個(gè)?L/L0范圍內(nèi)?R/R0與?L/L0之間均呈現(xiàn)出了良好的線(xiàn)性變化關(guān)系。該導(dǎo)電水凝膠微纖維在150%～300%的?L/L0范圍內(nèi)可呈現(xiàn)出比其在0～150%?L/L0范圍內(nèi)更大的GF值，這主要是因?yàn)樵诟呃炻氏挛⒗w維三維交聯(lián)網(wǎng)絡(luò)中的高分子鏈構(gòu)象發(fā)生了更大的變化，導(dǎo)致其?R/R0值亦呈現(xiàn)出更大的變化，故使得導(dǎo)電水凝膠微纖維的GF值有所增大。上述結(jié)果表明該導(dǎo)電水凝膠微纖維能有效地將外界拉伸刺激轉(zhuǎn)變?yōu)橐子跍y(cè)量的電阻值變化，可展現(xiàn)出高的應(yīng)變傳感靈敏度。

圖10 1#試樣在不同?L/L0下的?R/R0

從圖11a可以看出，在拉伸率為30%的循環(huán)拉伸-回復(fù)過(guò)程中，1#試樣可以展現(xiàn)出穩(wěn)定、重復(fù)的?R/R0。將圖11a中時(shí)間(t)200 s左右的?R/R0放大，如圖11b所示。

圖11 1#試樣在300次重復(fù)拉伸-回復(fù)過(guò)程中的?R/R0

由圖11b可看出，1#試樣在t為200 ～205 s時(shí)5次拉伸-回復(fù)循環(huán)的?R/R0值變化不大，表明該導(dǎo)電水凝膠微纖維具有穩(wěn)定、可重復(fù)的應(yīng)變傳感性能，該導(dǎo)電水凝膠微纖維的快速、靈敏、穩(wěn)定、可重復(fù)的應(yīng)變傳感性能有利于其在人體運(yùn)動(dòng)監(jiān)測(cè)方面的應(yīng)用。

2.4 人體運(yùn)動(dòng)檢測(cè)性能

由圖12a可知，隨著食指由伸直狀態(tài)變?yōu)閺澢鸂顟B(tài)，貼合在食指上的導(dǎo)電水凝膠微纖維受到拉伸作用，使得該微纖維電阻增大，展現(xiàn)出靈敏的?R/R0變化。同時(shí)，當(dāng)食指再由彎曲狀態(tài)變?yōu)樯熘睜顟B(tài)時(shí)，拉伸作用消失，微纖維又回復(fù)初始狀態(tài)，從而使得?R/R0亦回復(fù)初始狀態(tài)值。并且，當(dāng)食指反復(fù)進(jìn)行彎曲和伸直運(yùn)動(dòng)時(shí)，微纖維亦可展現(xiàn)出重復(fù)的?R/R0值變化。圖12b是微纖維在人體手肘關(guān)節(jié)反復(fù)彎曲和伸直過(guò)程中的?R/R0。在手肘關(guān)節(jié)反復(fù)彎曲和伸直過(guò)程中，伴隨著微纖維的拉伸和回復(fù)，微纖維的電阻亦隨之發(fā)生變化；而在不同的彎曲角度下，微纖維的拉伸率不同，從而產(chǎn)生不同的?R/R0值。

圖12 1#試樣在人體不同部位運(yùn)動(dòng)行為的?R/R0

上述結(jié)果表明，該導(dǎo)電水凝膠微纖維可靈敏、快速、重復(fù)地檢測(cè)人體食指和手肘關(guān)節(jié)的反復(fù)彎曲和伸直運(yùn)動(dòng)，呈現(xiàn)出了優(yōu)良的人體運(yùn)動(dòng)檢測(cè)性能。

3 結(jié)論

a. 利用微流控技術(shù)可控產(chǎn)生的噴射液流作為模板，通過(guò)快速界面交聯(lián)反應(yīng)連續(xù)可控制得PVA/PEDOT-PSS導(dǎo)電水凝膠微纖維。

b. PVA/PEDOT-PSS導(dǎo)電水凝膠微纖維表面光滑而致密，其直徑約為435 μm，內(nèi)部為三維多孔結(jié)構(gòu)。

c. PEDOT-PSS質(zhì)量分?jǐn)?shù)為0.5%的PVA/PEDOT-PSS導(dǎo)電水凝膠微纖維的拉伸強(qiáng)度最大，該纖維未經(jīng)EG/H2O溶液浸泡的斷裂應(yīng)變約368%，拉伸強(qiáng)度為1.27 MPa；而經(jīng)EG/H2O溶液浸泡過(guò)的斷裂應(yīng)變升至約454%，拉伸強(qiáng)度升至2.51 MPa。

d. 經(jīng)含LiCl的EG/H2O溶液浸泡的PEDOT-PSS質(zhì)量分?jǐn)?shù)為0.5%的PVA/PEDOT-PSS導(dǎo)電水凝膠微纖維，在響應(yīng)拉伸刺激時(shí)的?R/R0具有良好的可重復(fù)性，且在0～20%的拉伸和回復(fù)過(guò)程中響應(yīng)時(shí)間分別為180 ms和240 ms。

e. 經(jīng)含LiCl的EG/H2O溶液浸泡的PEDOT-PSS質(zhì)量分?jǐn)?shù)為0.5%的PVA/PEDOT-PSS導(dǎo)電水凝膠微纖維，當(dāng)?L/L0為0～150%時(shí)，導(dǎo)電水凝膠微纖維GF值為1.88，而當(dāng)?L/L0為150%～300%時(shí)，導(dǎo)電水凝膠微纖維的GF值為3.00。

f. 經(jīng)含LiCl的EG/H2O溶液浸泡的PEDOT-PSS質(zhì)量分?jǐn)?shù)為0.5%的PVA/PEDOT-PSS導(dǎo)電水凝膠微纖維，可以靈敏、快速、重復(fù)地檢測(cè)人體食指和手肘關(guān)節(jié)的反復(fù)彎曲和伸直運(yùn)動(dòng)，呈現(xiàn)出了優(yōu)良的人體運(yùn)動(dòng)檢測(cè)性能。