CN106236086A - 生物电波检测设备、识别传感器、其干性电极及制作方法 - Google Patents

生物电波检测设备、识别传感器、其干性电极及制作方法 Download PDF

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Abstract

本发明公开了一种生物电波检测设备、识别传感器、其干性电极及制作方法，该干性电极包括：柔性衬底，设置在柔性衬底上的至少一组凸起结构，用于将每组凸起结构中的各凸起结构相互电连接的电极引出线端，以及分别与各电极引出线端一一对应电连接的电极引出线；其中，凸起结构包括：由柔性绝缘材料构成的内核，以及包裹在内核外侧的导电薄膜。本发明实施例提供的干性电极中，凸起结构包括：由柔性绝缘材料构成的内核，以及包裹在内核外侧的导电薄膜，因而使该干性电极在与皮肤接触时，产生的接触电阻较小，从而可以减小信号干扰，以及增加检测数据的精确度。

Description

生物电波检测设备、识别传感器、其干性电极及制作方法
技术领域
本发明涉及健康监测技术领域，尤指一种生物电波检测设备、识别传感器、其干性电极及制作方法。
背景技术
传统的脑电波(Electroencephalogram，EEG)或心电图(electrocardiogram，ECG)的检测中，医院会采用湿法电极(Ag/AgCl)进行测试，以脑电波检测为例，给病患带上复杂的测试帽子。该帽子按照国际10-20***固定有若干电极(Ag/AgCl)，患者带上测试帽子后电极就贴在头皮上了。然后连接上一根根的导线，在每一个电极上灌上导电胶，导电胶中离子与电极之间发生化学反应，构成原电池，使得接触电阻非常低。通过确认每个触点与头皮充分接触后就可以开始进行检测了。传统的湿法电极测试方法操作比较麻烦，并且为患者戴测试帽子并涂上导电胶，以及测试后需要清洗，花费时间较长。此外，如果测试电极较多，影响因素比较复杂。
为了克服传统湿法电极的缺点，出现了采用干性电极进行检测的方式，干性电极一般采用金属材料制作，比如金属银，在衬底上制备出接触式的银电极，与大脑接触进行测试，避免了使用湿法电极带来的不方便等问题。但这种干性电极和湿法电极相比，产生的接触电阻大，从而出现干扰大以及得到的检测数据精确度低等问题。
发明内容
本发明实施例提供一种生物电波检测设备、识别传感器、其干性电极及制作方法，用以解决现有技术中存在的使用干性电极产生的接触电阻大的问题。
本发明实施例提供了一种应用于生物电波的识别传感器的干性电极，包括：柔性衬底，设置在所述柔性衬底上的至少一组凸起结构，用于将每组所述凸起结构中的各凸起结构相互电连接的电极引出线端，以及分别与各所述电极引出线端一一对应电连接的电极引出线；其中，
所述凸起结构包括：由柔性绝缘材料构成的内核，以及包裹在所述内核外侧的导电薄膜。
在一种可能的实现方式中，在本发明实施例提供的上述干性电极中，所述导电薄膜、所述电极引出线端和所述电极引出线的材料为金属性碳纳米管材料。
在一种可能的实现方式中，在本发明实施例提供的上述干性电极中，所述柔性衬底以及所述内核的材料为聚二甲基硅氧烷。
在一种可能的实现方式中，在本发明实施例提供的上述干性电极中，所述内核和所述柔性衬底为一体结构。
在一种可能的实现方式中，在本发明实施例提供的上述干性电极中，所述内核通过导电胶固定于所述柔性衬底上。
本发明实施例还提供了一种上述应用于生物电波的识别传感器的干性电极的制作方法，包括：
采用一体成型工艺形成柔性衬底以及设置在所述柔性衬底上的内核；
在所述内核外侧包裹导电薄膜形成凸起结构；
在每组凸起结构上形成电连接各凸起结构的电极引出线端以及与所述电极引出线端一一对应电连接的电极引出线。
在一种可能的实现方式中，在本发明实施例提供的上述制作方法中，所述采用一体成型工艺形成柔性衬底以及设置在所述柔性衬底上的内核，具体包括：
将聚二甲基硅氧烷与硬化剂的混合液置于模具中进行固化处理；
在固化处理后形成一体结构的所述内核和所述柔性衬底后进行脱模处理。
在一种可能的实现方式中，在本发明实施例提供的上述制作方法中，所述在所述内核外侧包裹导电薄膜形成凸起结构，具体包括：
采用提拉法将金属性碳纳米管溶液包裹在所述内核外侧形成导电薄膜，以形成凸起结构。
在一种可能的实现方式中，在本发明实施例提供的上述制作方法中，在采用提拉法将金属性碳纳米管溶液包裹在所述内核外侧之前，还包括：
对所述金属性碳纳米管溶液进行酸处理。
本发明实施例还提供了一种上述应用于生物电波的识别传感器的干性电极的制作方法，包括：
采用柔性绝缘材料形成多个内核，以及在各所述内核外侧包裹导电薄膜形成凸起结构；
利用导电胶将各所述凸起结构固定在所述柔性衬底上；
在每组凸起结构上形成电连接各凸起结构的电极引出线端以及与所述电极引出线端一一对应电连接的电极引出线。
在一种可能的实现方式中，在本发明实施例提供的上述制作方法中，所述采用柔性绝缘材料形成多个内核，以及在各所述内核外侧包裹导电薄膜形成凸起结构，具体包括：
采用聚二甲基硅氧烷形成多个所述内核；
将各所述内核在金属性碳纳米管溶液中浸泡设定时长，形成包裹在各所述内核外侧的导电薄膜，以形成凸起结构。
在一种可能的实现方式中，在本发明实施例提供的上述制作方法中，在将各所述内核在金属性碳纳米管溶液中浸泡设定时长之前，还包括：
对所述金属性碳纳米管溶液进行酸处理。
本发明实施例还提供了一种应用于生物电波的识别传感器，包括：用于检测生物待检测位置处电位的作用电极和参考电极，分别与所述作用电极和所述参考电极连接的前置放大器，以及与所述前置放大器连接的处理器以及与所述处理器连接的输出模块；
其中，所述作用电极和/或所述参考电极为上述应用于生物电波的识别传感器的干性电极。
本发明实施例还提供了一种生物电波检测设备，包括上述应用于生物电波的识别传感器。
在一种可能的实现方式中，在本发明实施例提供的上述生物电波检测设备中，所述生物电波检测设备为脑电波检测设备或心电图检测设备。
本发明有益效果如下：
本发明实施例提供的一种生物电波检测设备、识别传感器、其干性电极及制作方法，该干性电极包括：柔性衬底，设置在柔性衬底上的至少一组凸起结构，用于将每组凸起结构中的各凸起结构相互电连接的电极引出线端，以及分别与各电极引出线端一一对应电连接的电极引出线；其中，凸起结构包括：由柔性绝缘材料构成的内核，以及包裹在内核外侧的导电薄膜。本发明实施例提供的干性电极中，凸起结构包括：由柔性绝缘材料构成的内核，以及包裹在内核外侧的导电薄膜，因而使该干性电极在与皮肤接触时，产生的接触电阻较小，从而可以减小信号干扰，以及增加检测数据的精确度。此外，柔性衬底和内核都是柔性材料构成，并且包裹在内核外侧的导电薄膜很薄，从而使该干性电极为柔性，使该干性电极与皮肤接触时，即使紧密接触也不会使人体产生不适感，增加生物电波检测的舒适度。
附图说明
图1为本发明实施例提供的一种应用于生物电波的识别传感器的干性电极结构示意图；
图2为本发明实施例提供的一种应用于生物电波的识别传感器的干性电极的制作方法的流程图之一；
图3为本发明实施例提供的一种应用于生物电波的识别传感器的干性电极的制作方法的流程图之二；
图4为本发明实施例中生物电波检测设备的结构示意图。
具体实施方式
针对现有技术中存在的使用干性电极产生的接触电阻大的问题，本发明实施例提供了一种生物电波检测设备、识别传感器、其干性电极及制作方法。
下面结合附图，对本发明实施例提供的生物电波检测设备、识别传感器、其干性电极及制作方法的具体实施方式进行详细地说明。附图中各结构的大小和形状不反映真实比例，目的只是示意说明本发明内容。
如图1所示，本发明实施例提供的一种应用于生物电波的识别传感器的干性电极，包括：柔性衬底110，设置在柔性衬底110上的至少一组凸起结构120，用于将每组凸起结构120中的各凸起结构120相互电连接的电极引出线端130，以及分别与各电极引出线端130一一对应电连接的电极引出线140；其中，
凸起结构120包括：由柔性绝缘材料构成的内核121，以及包裹在内核121外侧的导电薄膜122。
本发明实施例提供的干性电极中，凸起结构120包括：由柔性绝缘材料构成的内核121，以及包裹在内核121外侧的导电薄膜122，因而使该干性电极在与皮肤接触时，产生的接触电阻较小，从而可以减小信号干扰，以及增加检测数据的精确度。此外，柔性衬底110和内核121都是柔性材料构成，并且包裹在内核121外侧的导电薄膜122很薄，从而使该干性电极为柔性，使该干性电极与皮肤接触时，即使紧密接触也不会使人体产生不适感，增加生物电波检测的舒适度。该干性电极可以应用于各种生物电波检测设备中，例如脑电波检测设备或心电图检测设备等，此外，还可以应用于商用脑电波玩具产品(例如脑电波智能穿戴产品)等非医学领域。
本发明实施例提供的上述干性电极，通过在柔性衬底110上设置有至少一组凸起结构120，可以保证在进行生物电波检测时，该干性电极在与皮肤或者头皮可以紧密接触，保持良好的电接触，增加检测数据的准确度。图1中将凸起结构120表示为球形(俯视图为圆形)，是本发明实施例的优选形状，在具体实施时，该凸起结构120也可以为其他形状。如图1所示，虚线框A表示一组凸起结构120，图1中以每个干性电极包括3组凸起结构120以及每组包括3各凸起结构120进行示意，此处并不对凸起结构120的形状及数量进行限定。
具体地，本发明实施例提供的上述干性电极中，导电薄膜122、电极引出线端130和电极引出线140的材料优选为金属性碳纳米管材料。
金属性碳纳米管(Carbon Nanotube，CNT)材料的导电性良好，并且使用该材料形成的导电薄膜122的厚度较小。使用金属性碳纳米管材料构成导电薄膜122是本发明实施例的优选实施方式，在具体实施时，导电薄膜122也可以使用其他导电材料，此处不对导电薄膜122的材料进行限定。
此外，电极引出线端130和电极引出线140的材料优选为金属性碳纳米管材料，使上述干性电极应用于各种生物电波检测设备中时，通过电极引出线端130和电极引出线140可以将凸起结构120和生物电波检测设备电连接，从而将干性电极采集到的信号输入至生物电波检测设备中。金属性碳纳米管材料的导电性良好，上述电极引出线端130和电极引出线140的材料优选为金属性碳纳米管材料，可以保证接触良好，保证信号的顺利传输，并且上述电极引出线端130和电极引出线140也可以采用其他导电材料，此处不做限定。
在具体实施时，本发明实施例提供的上述干性电极中，柔性衬底110以及内核121的材料优选为聚二甲基硅氧烷(polydimethylsiloxane，PDMS)。
本发明实施例提供的上述干性电极，将柔性衬底110以及内核121均为柔性材料构成，可以使上述干性电极具有良好的生物兼容性。其中，内核121设置为由柔性材料构成，该凸起结构120在与皮肤或者头皮接触时，由于该凸起结构120比较柔软，即使紧密接触也不会使人体产生不适感；柔性衬底110为柔性材料构成，将干性电极应用于各种生物电波检测设备中时，可以根据需要设计成各种形状，以适应于对人体或动物进行检测，增加人体或动物检测时的舒适度，并且可以利用柔性衬底110将生物电波检测设备制作成柔性可穿戴设备，对生物电波进行实时检测。
上述柔性衬底110和内核121也可以使用不同的材料，只需满足柔性衬底110和内核121的材料均为柔性材料即可，上述柔性衬底110和内核121的材料均设置为PDMS是本发明实施例的优选实施方式，此处并不对柔性衬底110和内核121的材料进行限定。
在具体实施时，本发明实施例提供的上述干性电极中，内核121和柔性衬底110可以为一体结构。在内核121和柔性衬底110使用的材料相同时，可以采用一体成型工艺同时制作出柔性衬底110和内核121，节省了工艺步骤，从而节约成本。
在具体实施时，本发明实施例提供的上述干性电极中，内核121可以通过导电胶固定于柔性衬底110上。内核121和柔性衬底110分别制作，可以使后续在内核121外侧包裹导电薄膜122的过程更加简便。
本发明实施例提供的上述一种应用于生物电波的识别传感器的干性电极可以通过以下两种方式制作：
方式一：
基于同一发明构思，本发明实施例提供了一种上述应用于生物电波的识别传感器的干性电极的制作方法，如图2所示，可以包括：
S201、采用一体成型工艺形成柔性衬底以及设置在柔性衬底上的内核；
S202、在内核外侧包裹导电薄膜形成凸起结构；
S203、在每组凸起结构上形成电连接各凸起结构的电极引出线端以及与电极引出线端一一对应电连接的电极引出线。
由于柔性衬底和内核都可以采用PDMS材料制作，所以柔性衬底和内核可以一体形成，避免了分别制作柔性衬底和内核，然后再将内核固定在柔性衬底上，节省了两个工艺步骤，从而节约成本。
具体地，本发明实施例提供的上述制作方法中，上述步骤S201可以具体包括(图中未示出)：
S2011、将聚二甲基硅氧烷与硬化剂的混合液置于模具中进行固化处理；
S2012、在固化处理后形成一体结构的内核和柔性衬底后进行脱模处理。
上述步骤S2011中，可以事先制作一体结构的内核和柔性衬底的模具，该模具优选为硅模，并将PDMS溶液与硬化剂的混合液置于模具中进行固化处理。合成PDMS的过程为：用PDMS的主剂与硬化剂以质量比为10:1混合均匀后，利用抽真空的方式使混合液的气泡浮至表面并破裂，再放入120度的烤箱中烘烤约一个小时，上述PDMS的主剂与硬化剂的比例，以及烘烤的温度与时间可以根据PDMS不同硬度需求来决定。上述固化处理也可以采用加热的方式，以加快固化速度。
具体地，本发明实施例提供的上述制作方法中，上述步骤S202可以具体包括(图中未示出)：
采用提拉法将金属性碳纳米管溶液包裹在内核外侧形成导电薄膜，以形成凸起结构。
上述步骤S202中，采用金属性碳纳米管溶液对内核进行包裹，优选使用高纯度的金属性碳纳米管溶液，采用的工艺为提拉法，提拉速度优选为0.01mm/s-0.05mm/s，提拉次数优选为3次-10次，为了保证使金属性碳纳米管形成薄膜层，需要每平方微米有30到80根碳纳米管包覆在内核的表面，制作完成后的凸起结构的半径大约为1.5mm。
在实际应用时，在上述步骤S203中，结合具有电极引出线端与电极引出线图案的掩模板，采用喷涂工艺或喷墨打印的方法制作电极引出线端与电极引出线。
在具体实施时，在采用提拉法将金属性碳纳米管溶液包裹在内核外侧之前，还可以包括(图中未示出)：
对金属性碳纳米管溶液进行酸处理。
对金属性碳纳米管溶液进行酸处理，可以提高金属性碳纳米管的导电性。优选地，为了使导电薄膜、引线端以及引线具有较高的导电性，采用金属性含量较高的单壁碳纳米管(M-SWCNT)溶液。此外，酸处理还可以使透光率为80％的薄膜电阻从500Ω/sq降低到70Ω/sq。采用1-丙醇水溶液和全氟磺酸化树脂的混合溶液分散的碳纳米管溶液喷涂在衬底上成膜，由于P型掺杂的影响，可以进一步提高导电性能，并经过进一步优化得到了电阻率为100Ω/sq、透光率为80％的薄膜，可以达到量产的要求。
方式二：
基于同一发明构思，本发明实施例还提供了一种上述应用于生物电波的识别传感器的干性电极的制作方法，如图3所示，可以包括：
S301、采用柔性绝缘材料形成多个内核，以及在各内核外侧包裹导电薄膜形成凸起结构；
S302、利用导电胶将各凸起结构固定在柔性衬底上；
S303、在每组凸起结构上形成电连接各凸起结构的电极引出线端以及与电极引出线端一一对应电连接的电极引出线。
通过先形成凸起结构再将各凸起结构固定在柔性衬底上，可以使在内核外侧包裹导电薄膜的过程更加简便。
具体地，本发明实施例提供的上述制作方法中，上述步骤S301可以具体包括(图中未示出)：
S3011、采用聚二甲基硅氧烷形成多个内核；
S3012、将各内核在金属性碳纳米管溶液中浸泡设定时长，形成包裹在各内核外侧的导电薄膜，以形成凸起结构。
在具体实施时，上述步骤S3012中，将多个内核浸泡于金属性碳纳米管溶液中，优选使用高纯度的金属性碳纳米管溶液，上述设定时长优选为4-8小时，可以根据实际需要来选择设定时长。并且，为了保证使金属性碳纳米管形成薄膜层，需要每平方微米有30到80根碳纳米管包覆在内核的表面，制作完成后的凸起结构的半径大约为1.5mm。
在具体实施时，在上述步骤S303中，结合具有电极引出线端与电极引出线图案的掩模板，采用喷涂工艺或喷墨打印的方法制作电极引出线端与电极引出线。也可以在步骤S301之后，先在柔性衬底上制作电极引出线端和电极引出线，然后再在对应的位置处固定各凸起结构，此处并不对步骤S302和步骤S303的先后顺序进行限定。采用喷涂工艺，将金属性碳纳米管分散液直接喷于衬底上，成膜率比较高，该方法适合制备大面积薄膜，薄膜的厚度可以通过控制喷涂流量、时间和分散液浓度来控制。
在具体实施时，在将各内核在金属性碳纳米管溶液中浸泡设定时长之前，还可以包括(图中未示出)：
对金属性碳纳米管溶液进行酸处理。
对金属性碳纳米管溶液进行酸处理，可以提高金属性碳纳米管的导电性。优选地，为了使导电薄膜、引线端以及引线具有较高的导电性，采用金属性含量较高的单壁碳纳米管(M-SWCNT)溶液。
基于同一发明构思，本发明实施例提供了一种应用于生物电波的识别传感器，如图4所示，包括：用于检测生物待检测位置处电位的作用电极401和参考电极402，分别与作用电极401和参考电极402连接的前置放大器403，以及与前置放大器403连接的处理器404以及与处理器404连接的输出模块405；
其中，作用电极和/或参考电极为上述应用于生物电波的识别传感器的干性电极。
由于该应用于生物电波的识别传感器解决问题的原理与上述干性电极相似，因此该应用于生物电波的识别传感器的实施可以参见上述干性电极的实施，重复之处不再赘述。
基于同一发明构思，本发明实施例还提供了一种生物电波检测设备，包括上述应用于生物电波的识别传感器。
在具体实施时，本发明实施例提供的上述生物电波检测设备中，该生物电波检测设备可以为脑电波检测设备或心电图检测设备。
下面以脑电波检测设备为例，对上述生物电波检测设备进行说明：
脑电波检测设备的原理为：由于人的大脑神经细胞的活动能产生持续的节律性电位变动(即脑电波)，通过设置电极和头皮接触，可以将大脑神经细胞产生的电位变动记录下来，其中，放置于零电位上的电极称为参考电极，放置于非零电位上的电极称为作用电极，通过导线将参考电极和作用电极分别和脑电图机相连，从而将作用电极和参考电极之间的电位差进行放大，脑电图机记录的电位差的变化形成的波形即为脑电波。可以通过识别不同位置的脑电波来判断人体的健康状态，不同种类的脑电波的特点如表1所示：
表1不同种类的脑电波的特点
具体地，本发明实施例提供的上述生物电波检测设备中，脑电波检测设备的导联方式为单极导联法。采用单极导联法制作简单，操作方便，并且便于实现商业化。
同样参照图4，上述单极导联法的原理为：将作用电极401放置于头皮上(图4中以作用电极401放置在额头上进行说明)，参考电极402放置于耳垂，并通过导联选择开关分别与前置放大器403的两个输入端相连。其中，作用电极401和参考电极402的分布可以采用国际标准10-20电极***(包括19个电极)的方式放置，也可以采用扩展到70个电极的国际标准进行放置，也可以根据需要进行作用电极401和参考电极402的设置，此处不对作用电极401和参考电极402的位置进行限定。前置放大器403通过对作用电极401和参考电极402的电位差进行放大，并通过处理器404进行其他数据处理过程，最后通过输出模块405输出脑电波。
心电图检测设备和脑电波检测设备的原理类似，也是利用电极来检测电位的变化，通过前置放大器对电位差进行放大，防止电位差在数据传输过程中发生变化，通过处理器进行其他数据处理过程，最后由输出模块输出心电图。在生物电波检测设备中，使用本发明实施例提供的干性电极，可以减小该干性电极在与皮肤或者头皮接触时产生的接触电阻，从而可以减小信号干扰，以及增加检测数据的精确度。
本发明实施例提供的一种生物电波检测设备、识别传感器、其干性电极及制作方法，该凸起结构包括：由柔性绝缘材料构成的内核，以及包裹在内核外侧的导电薄膜，因而使该干性电极在与皮肤接触时，产生的接触电阻较小，从而可以减小信号干扰，以及增加检测数据的精确度。此外，柔性衬底和内核都是柔性材料构成，并且包裹在内核外侧的导电薄膜很薄，从而使该干性电极为柔性，使该干性电极与皮肤接触时，即使紧密接触也不会使人体产生不适感，增加生物电波检测的舒适度。该干性电极可以应用于各生物电波设备中，例如脑电波检测设备或心电图检测设备等，此外，还可以应用于商用脑电波玩具产品(例如脑电波智能穿戴产品)等非医学领域。
显然，本领域的技术人员可以对本发明进行各种改动和变型而不脱离本发明的精神和范围。这样，倘若本发明的这些修改和变型属于本发明权利要求及其等同技术的范围之内，则本发明也意图包含这些改动和变型在内。

Claims (15)

1.一种应用于生物电波的识别传感器的干性电极，其特征在于，包括：柔性衬底，设置在所述柔性衬底上的至少一组凸起结构，用于将每组所述凸起结构中的各凸起结构相互电连接的电极引出线端，以及分别与各所述电极引出线端一一对应电连接的电极引出线；其中，
所述凸起结构包括：由柔性绝缘材料构成的内核，以及包裹在所述内核外侧的导电薄膜。
2.如权利要求1所述的干性电极，其特征在于，所述导电薄膜、所述电极引出线端和所述电极引出线的材料为金属性碳纳米管材料。
3.如权利要求1或2所述的干性电极，其特征在于，所述柔性衬底以及所述内核的材料为聚二甲基硅氧烷。
4.如权利要求3所述的干性电极，其特征在于，所述内核和所述柔性衬底为一体结构。
5.如权利要求3所述的干性电极，其特征在于，所述内核通过导电胶固定于所述柔性衬底上。
6.一种如权利要求4所述的应用于生物电波的识别传感器的干性电极的制作方法，其特征在于，包括：
采用一体成型工艺形成柔性衬底以及设置在所述柔性衬底上的内核；
在所述内核外侧包裹导电薄膜形成凸起结构；
在每组凸起结构上形成电连接各凸起结构的电极引出线端以及与所述电极引出线端一一对应电连接的电极引出线。
7.如权利要求6所述的制作方法，其特征在于，所述采用一体成型工艺形成柔性衬底以及设置在所述柔性衬底上的内核，具体包括：
将聚二甲基硅氧烷与硬化剂的混合液置于模具中进行固化处理；
在固化处理后形成一体结构的所述内核和所述柔性衬底后进行脱模处理。
8.如权利要求6所述的制作方法，其特征在于，所述在所述内核外侧包裹导电薄膜形成凸起结构，具体包括：
采用提拉法将金属性碳纳米管溶液包裹在所述内核外侧形成导电薄膜，以形成凸起结构。
9.如权利要求8所述的制作方法，其特征在于，在采用提拉法将金属性碳纳米管溶液包裹在所述内核外侧之前，还包括：
对所述金属性碳纳米管溶液进行酸处理。
10.一种如权利要求5所述的应用于生物电波的识别传感器的干性电极的制作方法，其特征在于，包括：
采用柔性绝缘材料形成多个内核，以及在各所述内核外侧包裹导电薄膜形成凸起结构；
利用导电胶将各所述凸起结构固定在所述柔性衬底上；
在每组凸起结构上形成电连接各凸起结构的电极引出线端以及与所述电极引出线端一一对应电连接的电极引出线。
11.如权利要求10所述的制作方法，其特征在于，所述采用柔性绝缘材料形成多个内核，以及在各所述内核外侧包裹导电薄膜形成凸起结构，具体包括：
采用聚二甲基硅氧烷形成多个所述内核；
将各所述内核在金属性碳纳米管溶液中浸泡设定时长，形成包裹在各所述内核外侧的导电薄膜，以形成凸起结构。
12.如权利要求11所述的制作方法，其特征在于，在将各所述内核在金属性碳纳米管溶液中浸泡设定时长之前，还包括：
对所述金属性碳纳米管溶液进行酸处理。
13.一种应用于生物电波的识别传感器，其特征在于，包括：用于检测生物待检测位置处电位的作用电极和参考电极，分别与所述作用电极和所述参考电极连接的前置放大器，以及与所述前置放大器连接的处理器以及与所述处理器连接的输出模块；
其中，所述作用电极和/或所述参考电极为权利要求1-5任一项所述的应用于生物电波的识别传感器的干性电极。
14.一种生物电波检测设备，其特征在于，包括如权利要求13所述的应用于生物电波的识别传感器。
15.如权利要求14所述的生物电波检测设备，其特征在于，所述生物电波检测设备为脑电波检测设备或心电图检测设备。
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