综上所述，皮肤可穿戴传感器是涉及医药、材料、机械、电气硬件、软件等的跨学科设备。
1.简介
2.皮肤可穿戴健康监测策略的系统综述
皮肤的表皮和真皮双层可视为胶原纤维的三维网络，在平行于施加负荷方向的拉伸过程中会伸直，这种特性导致人体皮肤和施加的力方向之间的高度依赖性。皮肤的拉伸性取决于纤维是否定向。穿过朗格线的纤维比平行于线的纤维的可拉伸性差。根据年龄、皮肤位置和检测方法，皮肤的弹性变形应变范围为20%-30%，弹性模块范围为1.11kpa-57Mpa。这种行为可以被视为皮肤可穿戴设备的软基质，并且需要跨电子设备的类似机械性能来实现与皮肤的适形接触，并帮助患者耐受正常身体拉伸过程中的变形。
皮肤可访问的健康信息可以通过电子传感器获得，电子传感器通常是指将检测到的输入信号转换为电输出的设备。基于对信号域的物理理解，1989年，Gpel等人引入了转导原理的分类，提供了一种可视化传感原理的方法[。由于涉及多种传感原理，现代传感器可能更加复杂，可以根据应用、规格等进行分类，但本文从材料特性和选择等方面选择了主要输入能量形式进行分类。
到目前为止，可以从皮肤传输和处理的信号分为五种类型的传感器：热（温度），电（神经电），辐射（光电），机械（压力）（所有这些都在表1），和电化学（汗液）。
表1皮肤可穿戴设备摘要。
3.与神经活动有关的电信号
3.1.神经电信号监测机制
提供电解质的生物流体活动产生电位。电位可以通过与皮肤的直接电接触或通过电容耦合来记录。对这些活动以及控制其信号传导的分子和细胞过程的探索被称为电生理学，是神经科学的一个分支[72]。有三种主要类型的电物理信号可以从皮肤中无创获得：用于心脏活动的心电图（ECG），用于大脑活动的脑电图（EEG）和用于肌肉运动的肌电图（EMG）。
图1心脏去极化和复极化引起的心电信号示意图。（转载/改编自参考文献[83]）。
3.2.皮肤可穿戴设备的神经电信号
ECG，EEG和EMG的当前临床应用使用导电凝胶（Ag/AgCl），其在皮肤和电子设备之间产生较少的阻抗。导电凝胶的干燥特性可防止长期监测，一些突发疾病（如癫痫发作不会继续触发癫痫放电）需要记录异常[102]。另一种方法是使用干电极;然而，干电极具有高阻抗和低信噪比（SNR），并产生不舒服的皮肤与设备接触[103]。由于干电极会产生微弱的信号并且容易受到噪声的影响，因此必须探索具有出色机械性能的新型电物理皮肤可穿戴传感器，以实现长期连接目的。如中总结表2，到目前为止，提出的用于生物电势的皮肤可穿戴传感器正在利用两种主要策略进行保形皮肤接触：范德华力、粘附力和压敏粘附（PSA）。
表2电生理传感器摘要。
图2基于范德华力（a–i）和压敏粘合剂（PSA）（j–l）附着在皮肤上的皮肤可穿戴电物理设备的图像。
（a）壁虎启发的微图案示意图，其中纳米复合材料混合在弹性体基质中。
（b）该设备能够在浸水条件下通过
（c）心电图信号对前臂进行连续监测。
（d）基于FS的多功能装置示意图。
（e）受压皮肤上的装置。
（f）从胸部附件进行心电图测量的示例。
（g）用于肌电图监测和模拟的设备设计示意图。
（h）二头肌和三头肌上用于机械臂控制的装置。
（i）在机器人肘角弯曲和伸展期间将来自两个设备的肌电信号分开。
（j）大面积多通道柔性可拉伸装置各层示意图。
（k）受试者的刻度与带有68个用于脑电图检测的电极的设备之间的保形接触。
（l）用标准数字滤波技术获得的脑电图和心电图信号。
4.热电信号测量
4.1.热电信号监测机制
身体热检测已被广泛用于炎症反应的医学监测，炎症反应是免疫系统的一种防御机制，在高等生物体中进化以保护它们免受感染和伤害[115]。炎症的目的是定位和消除有害物质和受损组织成分，使伤口的感染区域开始愈合[116]。毛细血管的收缩将血液从感染区域抽走，导致毛细血管网络充血，从而增加伤口愈合区域的血流量和温度。因此，热成像是热像仪捕获物体发射的红外辐射图像的过程，可以定位和监测炎症区域和伤口过程。此外，如果颈动脉发生脑卒中或心脏病发作，热检测可以防止患者发生脑卒中或心脏病发作[117]。证据还表明，乳腺癌病变区域比周围区域释放更多的热量，这可能是由多种可能的解释引起的，包括血管生成、一氧化氮、炎症和雌激素[118，119]。热成像于1956年被用作乳腺癌病变的早期临床前诊断，并于1982年被FDA批准为乳腺风险评估工具[120，121]。最后，高皮肤温度，尤其是运动期间，与脱水有关，导致心血管和体温调节系统处于压力下[112]。高皮肤温度也会导致血浆丢失，这是由于皮肤血管舒张严重导致皮肤毛细血管阻力降低所致[122]。
4.2.皮肤可穿戴设备的热电信号
传统的皮肤温度检测要么使用简单的单点接触测量，要么使用复杂的红外数码相机进行空间成像。点接触法对全身发热等疾病性价比高，方便;然而，很难发现只发生在身体特定部位的疾病，例如炎症和乳腺癌。红外空间热成像为成像提供了一种精确的解决方案，但它价格昂贵，无法连续长期监测，并且需要固定患者[4]。皮肤可穿戴设备使用三种类型的热电传感器有效地解决了这一难题：电阻温度传感器、热电偶和二极管热传感器。
电阻温度传感器由金属制成，因此具有正温度系数和较低的灵敏度[123]。温度取决于电阻：=01+一个+2
图3具有空间热成像功能的皮肤可穿戴热电设备的图像。
（a）电阻热传感器多层结构示意图，具有分形曲线和互连丝状迹线的六个传感元件。
（b）安装在伤口上的装置。
（c）用6个传感器记录的温度分布，从伤口部位附近开始，横向跨越45毫米。
（d）执行器和14个热映射传感器的热电偶布局示意图。
（e）将传感器放置在人体皮肤上。
（f）皮球流（左）和闭塞流（右）的空间热成像示例。
（g）安装在皮肤上的8×8硅纳米膜二极管传感器阵列的光学图像。
（h）8×8硅纳米膜二极管传感器阵列的光学图像（左）和单个传感器的放大视图（中和右）。
（i）安装在加热铜元件上的装置的光学图像（左）和测量的温度分布（右）。
热电偶测量基于热能和电能之间的相互作用，并与塞贝克效应有关[123]。塞贝克效应是电流在环路周围流动和/或电势穿过开环的现象，连接两种不同类型的金属，具有温差[124]。热电偶的性能被描述为金属的品质因数：
=2/
二极管热传感器归因于p-n结中的非线性不对称扩散电流，其中两种具有不同温度依赖性热导率的不同材料[127，128，129]。在p层和n层之间添加一个本征层（i区），构成一个p-i-n（PIN）二极管，该二极管具有宽的本征层，可提供低而恒定的电容、反向偏置中的高击穿电压和可变衰减器[123]。最近的研究有助于设计一种基于PIN二极管的多路复用传感器阵列，该二极管由Si纳米膜的图案掺杂形成，用于皮肤可穿戴热传感器（图3G–i）[4]。设备厚度小，热质量7.2兆焦厘米2K1和热惯性~500Ws1/2m2K1.PIN系统包括64个传感器（每个传感器的尺寸为100umx200um），具有16个外部连接。因此，空间图像的分辨率可以通过微加工的可扩展性来提高。该传感阵列在实验室中显示8mK的精度，在医院环境中以14.0Hz的频率显示5mK的精度。
5.光电信号测量
5.1.光电信号监测机制
图4皮肤可穿戴设备的光电信号测量图像。
（a）脉搏血氧仪透光路径的模型。
（b）水中血红蛋白的摩尔消光系数。
（c）由有机聚对二甲苯层和无机SiON层组成的钝化层聚合物LED示意图。
（d）用胶带贴在指尖上的软脉搏血氧仪。
（e）输出绿色（顶部）和红色（底部）PPG信号，血液氧合为99%。（转载/改编自参考文献[59]）。
不同波长接收到的PPG信号可用于采集所以2.在我们的身体中，由于溶解在我们血液中的氧气（每0毫升血液中3.100毫升气态氧）的限制，血红蛋白在将氧气输送到我们的器官方面起着重要作用。在血红蛋白的帮助下，100mL的血液含有高达20.1mL的氧气。一个血红蛋白分子只有四个或零个氧分子才能稳定，而氧血红蛋白（乙二醇2）和脱氧血红蛋白（血红蛋白）具有不同的光吸收率，尤其是红色（=660纳米）和近红外（=940纳米）光（图4b）[145]。根据比尔-朗伯定律，吸收率乙二醇2和血红蛋白可用于计算所以2基于人体组织衰减的光强度[58，146];然而，结果受到组织散射（而不是玻璃比色皿）的限制。为了制造商用脉搏血氧仪，需要进行经验校正，通过分析AC/DC体积中两个波长的光吸收来克服限制[146，147]。
透射率和反射率是访问PPG和所以2.透射将光电探测器（PD）和发光二极管（LED）放置在组织的相对两侧，并检测通过血管床传输的光信号。相反，反射率将PD和LED置于身体组织的同一侧，并监测从血管床反射的光信号[148]。在传输模式下，设备放置受到限制，因为设备必须位于光线可以轻松通过的身体部位。最常见的传播部位是指尖和耳垂;然而，这些部位的血液灌注有限，容易受到极端环境和日常活动的影响[149]。尽管处于静态状态，但反射率呈现的噪声较小（由于光散射较少）[115]，直流分量的波动较小（由较短的光路引起）[13]，以及整个身体的各种可能放置位置（甚至手腕，前额，脚踝和躯干）[149，150]反射率也比传输更容易受到运动伪影和压力干扰的影响[149].在反射下的身体活动期间，作用在传感探头上的压力界面皮肤装置会导致变形和动脉几何形状的变形。此外，测量点和源-探测器间隔距离也可能是影响反射率结果的因素[115，151]。
5.2.皮肤可穿戴设备的光电信号
尽管商业设备现在能够最小化组件的尺寸，但由刚性电子设备引起的皮肤-设备附着问题仍然存在。非保形接触会导致噪音，尤其是在身体运动期间;然而，通过条带对皮肤施加太大的压力会导致血管扭转和结果不准确。相比之下，即使身体处于动态状态，软PPG也有可能解决当前的问题。
一种方法是使用溶液处理的电子产品，与当前的商业设备相比，它具有更好的机械性能。有机光电传感器是皮肤可穿戴脉搏血氧仪的一种选择;然而，有机LED材料在空气中不稳定，效率低[58]。因此，具有绿光（=532nm）和红光（=626nm）由于光吸收率不同而提出乙二醇2和血红蛋白在这些波长下[58]。结果显示了该设备检测PPG和所以2.后来，绿灯亮起（=517nm）和红光（=609nm）聚合物LED与有机光电探测器（聚（3-己基噻吩）（P3HT）：（6，6）-苯基-C61_butyric酸甲酯（PCBM））相结合，制成软脉搏血氧仪（图4c–e）[59]。由有机聚对二甲苯和无机SiON层组成的钝化层确保LED可以在空气中运行长达29小时。柔软且超灵活的脉搏血氧仪可以粘在指尖上，具有清晰的脉动曲线所以2校准。
6.机械信号测量
6.1.机械信号监测机制
长期以来，在桡动脉和肱动脉的皮肤表面广泛检测到动脉脉搏和血压，这归因于动脉的弹性[152]。虽然据信中心主动脉脉搏波是临床心血管风险的更好判断，但直接测量包括将导管侵入心脏[153]。目前，在动脉眼压测量领域，已经应用了两种无创替代方法，利用机械压力传感器获得主动脉压：第一种是记录颈总动脉皮肤上的脉搏波，被认为给出的结果与颈动脉相似;第二种是检测桡动脉皮肤上的脉搏波，并应用模型估计中心压力[154，155，156]。
图5用于检测汗液分析物的皮肤可穿戴机械压力传感器的图像。
（a）决定增强指数的变量示意图。
（b）采用PDMS金字塔结构制造并涂有PEDOT：PSS/PUD薄膜的压阻式传感器的电路模式。
（c）将设备放置在受试者的手腕（左）和检测到的信号（右）上。
（d）为健康监测检测到的脉搏波的重要特征。
（e）可生物降解和柔性电容式压力传感器的示意图。
（f）结合心电图测量，电容式压力传感器检测到的血脉波可用于测量脉搏波速度。
（g）皮肤生物力学压电装置示意图。
（h）安装在受试者近鼻区域的保形装置和
（i）分别在5V和1Hz的致动电压和频率下收集的日期。
6.2.皮肤可穿戴设备的机械信号
目前，所提出的皮肤可穿戴压力传感器主要集中在三种机制：压阻率、电容和压电性（表3).
表3压力传感器及其特性摘要。
电容式传感器通过检测电容的变化来测量弹性变形。电容（）的平行板电容器的给出如下：=0一个/
压电性发生在某些材料（如晶体、陶瓷、压电或电活性薄膜）中，这些材料响应施加的机械力而积累电荷，从而改变材料的偶极子之间的距离[182，185]。材料将机械力转换为电荷的能力可以描述为33、压电系数：_33=/
6.3.声信号测量
声波是通过粒子之间的相互作用沿介质传播或通过介质传播的机械波。人耳感知0.02至20kHz的声学频率。超声诊断扫描仪的工作频率范围为2-18MHz，远高于人耳感知的频率[190]。较高的频率具有相应的较短的声学波长，从而产生更高分辨率的图像;然而，较短的波长会阻止渗透到更深的组织。因此，更高频率的超声（20-50MHz）得益于低组织穿透深度的高分辨率图像，目前在皮肤病学诊断和治疗中得到广泛应用[191]。
长期超声监测的一种方法是在生物粘合水凝胶弹性体偶联器上应用刚性超声探头，以形成生物粘附超声（BAUS）装置（图6a–c）。BAUS偶联由壳聚糖-聚丙烯酰胺互穿聚合物网络（10重量%）和水（90重量%）形成的水凝胶组成。水凝胶由聚氨酯弹性体膜封装。水凝胶-弹性体杂化物进一步涂覆一层薄的生物粘合层，该层可以与皮肤形成物理键和静电相互作用。BAUS探头由一系列压电元件组成，可实现高密度的元件和高分辨率图像。当中心频率为3、7和10MHz时，探头在中心频率处的电阻抗分别为49、36和43欧姆。BAUS设备可以提供超过48小时的血管，胃，肺，横膈膜和心脏的图像。
图6皮肤可穿戴声学信号的图像。
（a）BAUS装置示意图，该装置由薄而坚硬的超声探头组成，可通过水凝胶-弹性体混合物附着在皮肤上。
（b）在高拉力作用下的贴皮BAUS装置。
（c）BAUS成像显示心脏四个腔室的动力学。
（d）可穿戴心脏超声成像仪（左）及其工作原理（右）示意图。
（e）通过深度学习模型从连续图像中提取的每搏量，射血分数（左）和心输出量（右）的信息。
第二种方法是制造一种可拉伸的超声探头，戴在皮肤上。可拉伸超声装置可以用金属迹线构建，使用电极和压电1-3复合材料作为换能器材料[174]。此外，还构建了具有高达约110%的高拉伸性的可穿戴超声成像仪，用于检测关键的心脏特征（图6d-e）[71]。该装置以液态金属为电极，三嵌段共聚物（苯乙烯-乙烯-丁烯-苯乙烯（SEBS））为基底，1-3压电复合材料（PZT-5H）作为超声换能器。该器件的中心谐振频率为3MHz，穿透力大于16cm。该设备还可以检测运动前、运动中和运动后的心脏活动。应用深度学习模型从连续图像中提取信息，如每搏输出量、心输出量和射血分数。
7.电化学信号测量
7.1.电化学信号监测机制
图7用于检测汗液分析物的皮肤可穿戴电化学设备的图像。
（a）汗腺和生物电解质示意图。
（b）用于汗液传感的离子电渗疗法方法的图示。
（c）汗液分析物的多传感元件示意图。
（d）佩戴在受试者手腕上的装置的图像。
（e）设备同时输出多个检测响应。
表4汗液中的分析物及其体内检测方法。
7.2.皮肤可穿戴设备的电化学信号
汗液由刚性收集器检测，该收集器通过施加压力附着在皮肤上。该设备通过毛细管力吸收汗液，并通过离体方法测试汗液。由于过程中的蒸发和化学降解，结果的灵敏度和可靠性受到限制[209]。因此，需要一种能够在生成点进行连续采集和感测的机身设备来克服这些限制。
激活+O2→授乳氧化酶丙酮酸+H2O2
(5)H2O2→电极2H++O2+2e
(6)在实践中，一台设备可以包含一种或多种汗液分析方法。例如，一项研究在PET基板上集成了传感元件，可同时检测葡萄糖、乳酸、那+和K+通过计时安培法和电位法（图7c–e）[221]。该装置还包含金属迹线以补偿周围温度。放大器、滤波器和无线传输等电路组件被整合到柔性印刷电路板（FPCB）中，该设备可以戴在受试者的手腕上。此外，微量金属（铜2+,锌2+,镉2+,铅2+,汞+）可以通过方波阳极剥离伏安法（SWASV）进行检测，该伏安法使用金和铋作为电极。研究人员在PET衬底上制造了一个软传感阵列，其中金（Au）和铋（Bi）作为工作电极（WE），银作为参比电极（RE），Au作为对电极（CE）[224]。集成的传感部件可以弯曲曲率半径为3.2mm，并可以使用腕带连接到皮肤上。结果表明，金电极适用于铅、铜和汞，而Bi电极适用于锌、镉和铅。
第8章未来的挑战和机遇
皮肤可穿戴传感器提供了通过人体皮肤非侵入性地读取健康信息的机会。柔软的皮肤电子触点可降低阻抗并提高信噪比。对所审查的传感器的测试证明了其应用的可行性。未来的设备可以从以下几个方面进行改进。
自学技术可以在皮肤可穿戴设备上进一步实施，以便立即诊断和异常警报。电流对电物理信号的分析主要通过视觉评估进行，这被认为是耗时且低产量的工作。然而，突发疾病（如癫痫发作）需要持续数小时甚至数天的数据监测和数据回顾[102]。此外，检查专员的专门知识水平将得出不一致的结论。如今，迫切需要将类似于多层感知器的卷积神经网络与深度学习相结合，以自动识别和分类给定的信息，以分析ECG，EEG和EMG[102，144，248]。这种即时检测和诊断技术有可能将皮肤可穿戴传感器带入一个新时代。主动执行器嵌入为疾病治疗和康复提供了机会。目前的皮肤可穿戴设备主要集中在健康信息的被动监测上。早期处理是拓宽现有设计应用范围的改进之一。到目前为止，致动器已被集成到EMG的可穿戴设备中[37，50]。通过实践和模拟的自学过程，患者可以通过输入电力轻松驱动假肢。
综上所述，皮肤可穿戴传感器是涉及医药、材料、机械、电气硬件、软件等的跨学科设备。皮肤可穿戴传感器的发展取决于每个学科的发展。皮肤可穿戴电子设备可以检测重要的健康信息，并有可能克服当前刚性设备的局限性。柔软的隐形皮肤电子触点为长期连续的健康监测提供了机会，其结果可与商业方法相媲美。在可预见的未来，皮肤可穿戴电子设备应该成为主流的医疗监测方法，因为无线电源和通信，自学诊断技术，早期治疗和整体安全性评估等改进。通过不同技术的结合，可穿戴电子产品不仅可以用于监测和诊断疾病，还可以帮助疾病治疗和康复。
Sensors(Basel).2023Apr;23(7):3673.Publishedonline2023Mar31.doi:10.3390/s23073673
PMCID:PMC10099362PMID:37050733AReviewofSkin-WearableSensorsforNon-InvasiveHealthMonitoringApplicationsPengsuMao,1,2HaoranLi,1,2andZhibinYu1,2,*
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