用于非侵入性健康监测应用的皮肤可穿戴传感器综述

  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。

  早期发现致命疾病对于医学诊断和治疗至关重要，这两者都有益于个人和社会。便携式设备，如温度计和血压监测仪，以及大型仪器，如计算机断层扫描（CT）和X射线扫描仪，已经用于收集与健康有关的信息。然而，在家中或医院使用常规医疗设施收集健康信息可能效率低下，并可能会影响治疗的及时性。因此，通过医疗监测及时收集生命信号慢慢的受到关注。作为人体最大的器官，皮肤传递反映我们健康情况的重要信号;因此，直接从皮肤接收重要信号为可访问和多功能的非侵入性监测提供了机会。特别是，新兴的柔性和可拉伸电子设备展示了类皮肤设备做及时和连续长期健康监测的能力。与传统电子设备相比，这种类型的设备具备了更好的机械性能，例如皮肤保形附着，并保持兼容的可检测性。本综述将使用传感器方面的输入能量形式从皮肤中获得的健康信息分为五类：热电信号、神经电信号、光电信号、电化学信号和机械压力信号。然后，我们总结了当前的皮肤可穿戴健康监测设备，并对未来发展进行了展望。

  与健康有关的问题属于影响人类延续的最重要议题之一。自上个世纪以来，现代医疗系统和技术发展迅速，通过与疾病作斗争来延长生命。虽然常规身体检查和病后咨询是用于跟踪许多健康问题的两种主要方法，但突发疾病的危险仍然威胁着我们的生命。因此，适时的医疗诊断和治疗逐渐成为焦点。及时的持续健康监测为我们提供了在早期阶段识别疾病并将风险降至最低的机会。虽然在医院实施连续监测很容易，但有限的医疗资源和昂贵的医疗费用令人望而却步，特别是在资源不平等的地区。为了在早期阶段发现疾病并为公众提供更大的可及性，成功的解决方案之一是专注于非侵入性健康监测，以便及时检测、数据收集和初步诊断。我们的皮肤是深层组织和外部环境之间的界面，是非侵入性健康监测的有效且合适的媒介，因为它可以反映与我们的健康状况有关的重要信号。由于皮肤的可及性和我们配备的天然传感器，最早探索皮肤生理信号的记录可以追溯到公元前400年，当时人们首次发现体温可以成为疾病的指标[1]。我们身体的天然传感器使我们能够感知温度、压力、味道、气味、光线等。上个世纪固态电子学的进步扩大了传感领域的视野，导致今天的传感器输出几乎完全由计算机收集和处理的电信号。该技术已临床应用于健康监测，并在高灵敏度和安全性方面不断改进;然而，由于体积庞大[2]、价格昂贵[3]和不移动[4]，并且需要易于干燥的电解质凝胶[5，6]，大多数应用仅限于诊所，所有这些都最终导致长期监测困难[7]。此外，由于刚性接触不灵活，电子元件需要附着在皮肤上[8，9，10，11，12]。脆弱的非敷形粘合剂设计导致测量灵敏度低，测量误差大，特别是在运动过程中[13]。为了克服这些限制，新一代的皮肤可穿戴设备已经出现。本综述包括对柔性和可拉伸非侵入性皮肤可穿戴电子设备的研究和学习，并根据其输入能量形式（即热电信号、神经电信号、光电信号、机械信号和电化学信号）对其进行分类。

  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。

  除基板外，传感元件的机械性能也很重要。这个问题可以通过三种方法来解决：材料选择、基底预应变和器件结构。溶液处理电子学和可分散导电/半导体纳米材料应用于两种主要方法，从材料方面增强电子灵活性。溶液处理的传感器可以沉积到与材料溶剂相容的大面积软基板上。制造技术，包括旋涂、喷墨打印、喷涂和刮刀打印，对于热电和光电材料等有机材料特别有用。然而，器件的柔韧性/拉伸性受到基板和传感元件的限制。通过将可分散导电/半导体纳米材料（包括纳米颗粒，纳米线，纳米管和石墨烯嵌入弹性体基体中，可以大大提高拉伸性。由于3D结构的自发网络形成，纳米线的首选生长方向难以控制。此外，弹性材料已被用于嵌入/支撑刚性传感组件，以实现器件的可拉伸性。在最近的研究中，生物粘附水凝胶弹性体耦合剂被用作刚性超声探头的可拉伸基质。该设备可以连接到我们身体的许多位置48小时，以连续监测来自血流，肺和心脏的声音信号。第二种方法是对可拉伸基材施加预应变，该基材使用垂直于轴的带扣，赋予不可拉伸有机电子器件弹性[33]。结果表明，在应用溶液处理的有机电子器件之前，在可拉伸基板上施加80%的预应变时，有机电子器件能够以80%的再拉伸应变保持电性能。尽管这种方法为不可拉伸的有机电子产品提供了拉伸性，但该器件不能拉伸超出预应变的值和方向。此外，在制造和释放预应变后，设备无法恢复到其原始长度。第三种策略是使用丝状蛇形（FS）或分形几何形状来感测元件和电极。FS利用高阶迭代自相似分形模式设计具有应变方向的导电迹线。这种曲线可以在小区域内填充任意形状，最大化皮肤-电子接触面积，并有效降低阻抗。传感部分通常通过将超薄金/铬（Cr/Au）迹线夹在聚酰亚胺（PI）层之间制成，因为它们具有高耐大气腐蚀性，Cr/Au组合的低电阻率以及Cr的附着力改善。分形迹线可以通过范德华力或压敏胶（PSA）进一步安装在皮肤上。更实用的是，FS走线可以设计成不同的布局，具有可调节的基于电阻的响应，用于多功能传感，包括体温、生物电势和辅助应变传感。此外，FS设计与预应变基材相结合可以显著提高器件的拉伸性。

  人体皮肤是一种高度复杂的生物材料，可隔离和保护内部器官免受外部环境的影响。它可以描述为由表皮、真皮和皮下组织组成的多层结构。表皮（平均厚度为40-50um）是皮肤的最外层。表皮的最外层是角质层，这是由于旧细胞脱落而导致皮肤可穿戴设备的寿命限制在2周的主要原因。表皮下方的线mm）。真皮调节体温，并通过血管向皮肤提供氧气和营养。位于全身的汗腺通过将水带到皮肤表面并通过毛孔蒸发来调节体温。这个过程每小时可产生高达2L的汗液，提供有关新陈代谢的丰富信息[40]。真皮中的淋巴管含有来自免疫系统的抗感染细胞，通过破坏感染或入侵的微生物在伤口愈合中发挥重要作用。此外，存在于真皮层的神经末梢将压力、疼痛和温度等感觉传递给大脑进行解释。皮下层是皮肤的最内层，血管、神经、淋巴管和毛囊也通过该层。由于人体皮肤的透光率随波长而变化，因此可以从血管中检测到收缩压-舒张信号和血氧饱和度。由于皮肤的柔软度，高灵敏度压力传感器可以记录类似的动脉收缩压-舒张期信号。另一个可以从皮肤表面获得的信号是生物电势，它来自我们皮肤下的肌肉层。因此，检测电生理信号的方法，如脑电图（EEG），肌电图（EMG）和心电图（ECG），可以分别用于监测大脑，心脏和肌肉活动。

  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，Göpel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）。

  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）。

  心电图信号是通过心脏细胞中的一系列去极化和复极化穿过心脏的电信号[73]。该电信号由心房（心脏上腔）去极化的脉冲产生，表现为心电图的P波。然后，电流传播到心脏的下腔室，导致心室心肌去极化并表现为QRS波群。由于心房和心室肌肉质量的差异，P和QRS复合体的振幅存在差异。然后以与心室心肌松弛相反的方向发生复极化，表现为T波（图1).该信号包括0.5至5.0mV（峰峰值为1mV）的交流电位范围、由皮肤和器件之间的阻抗引起的高达300mV的直流电位分量，以及0.5-100Hz的带宽范围[74]。虽然心电图信号可以通过2个电极简单地获得，但临床标准化心电图使用基于艾因托芬三角形放置在全身的10个电极，并记录来自12个不同方向的信号[75，76]。从每个方向的独特角度观察心脏，提供了定位病变区域的机会[77]。心电图异常与心血管疾病有关，如心律失常[78]、缺血[79]、肥大[80]和动脉瘤[81]。对于传统的ECG记录，测量12个电极中10个不同方向的电位变化[76]。电极的一种常见位置是基于埃因托芬三角形，这是一个围绕心脏体积绘制的假想三角形[75]。三角形的每个顶点代表身体相对于心脏的组成与四肢电连接的位置。76个引线个单极引线组成[]。有根主要导联线负责测量手臂和腿部之间的电位差[]。三根双极导联线测量右臂和左臂（导联线I）、右臂和左脚（导联线II）以及左臂和左脚（导联线III）之间的电势。在所有ECG导联测量中，连接到右腿的电极被视为接地节点。将使用生物电位放大器采集ECG信号，然后使用仪器软件显示，其中将创建增益控制以调整其幅度。为了最小化便携式设备的尺寸，较小的设备通常仅依靠两个电极来提供单个引线[]。值得一提的是，心脏活动包括肌肉活动、小动脉与小静脉血流成分的电位以及外周血管中的电位动态。

  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]）。

  EEG可检测头皮上皮皮层中锥体细胞的突触后电位[84，85]。活体的正常活动可分为86种脑电图模式，即Delta（深度睡眠）、Theta（情绪压力下）、Alpha（放松状态）、Beta（警觉状态）和Gamma（知觉活动）[0]。随着活动的增加，脑电图的频率增加（从3.50到200Hz），振幅降低（从5降低到V)[86.在正常的大脑活动中，细胞被异步激活并向头皮传递小电位。神经系统疾病，如癫痫发作，表现为一组同时激活的细胞突然同步和重复放电，并产生高脑电图振幅[85]。因此，脑电图通常用于分析神经和精神疾病[87]，例如脑部疾病[88]、癫痫[89]、脑肿瘤[90]、脑损伤[91]和帕金森病的早期阶段[92]。脑电图系统由电极、放大器、滤波器和记录单元组成[86]。电极通常放置在导电凝胶上，遵循国际10-20基系统。从电极接收到的电信号需要充分放大，然后分别使用放大器和滤波器去除噪声。采用模数转换器（ADC）将信号转换为数字形式，然后将其馈送到计算机进行分析和存储。

  肌电图用于检测肌肉运动和控制运动的神经细胞。肌肉运动的电信号由大脑的运动皮层产生，传递到脊髓，最后通过运动神经元发送到相关肌肉[93]。在此过程中，上运动神经元将信息传递给下运动神经元，后者通过释放钙离子并引起肌肉紧张来支配肌肉运动[93，94]。该过程所涉及的去极化提供了电流差异，可以通过皮肤上的小针状电极检测到。测得的电信号可以小于50V高达30mV，取决于不同的肌肉[95]。肌病肌肉比正常肌肉运动产生更复杂的信号，因为它们通常较小，需要以更高的发射速率激活。相比之下，神经源性疾病的信号不太复杂，因为在等效的肌肉激活下需要激活的信号数量较少[96]。因此，肌病[97]、神经源性肌肉萎缩和无力[98]、异常[99]、神经根病理学[100]和运动神经元病等疾病可以通过肌电图检测和诊断[101]。在肌电图测试期间，小针（电极）通过皮肤插入肌肉。然后，电极拾取的电活动显示在示波器上。音频放大器用于收听活动。肌电图测量肌肉在轻微收缩和用力收缩时的电活动。因此，肌电图临床检查已扩展到其他疾病的检测，包括肌病、神经源性肌肉萎缩和无力、异常、神经根病理、运动神经元疾病等[100]。此外，来自二头肌或三头肌收缩的肌电信号通常用于机器人控制假肢和机器辅助生活[8]。

  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）。

  范德华力包括表面、原子、分子和分子间力之间的吸引力和排斥力。尽管范德华力距离很短（0.2-40nm），但它们在微米级和纳米级中起着重要作用[106]。通过范德华力附着在皮肤上的设备即使在来自不同设备结构和材料的应变下，也能够在身体的各个区域获得电物理信号。这种干粘合通常需要低模量和/或超薄规格弹性体基体的参与。例如，碳纳米管（CNT）混合聚二甲基硅氧烷（PDMS）用于替代与皮肤干接触的商用Ag/AgCl凝胶[105]。后来的研究在PDMS/CNT复合材料中引入了乙氧基化聚乙烯亚胺（PEIE），以降低电极和皮肤之间的阻抗[46]。受自然启发的壁虎拖曳垫结构通过复制柱状微观结构并用有机硅弹性体制造，在表面之间实现强而可逆的粘合，从而进一步增强了附着力。然后，商业导电凝胶可以用这种结构与商业ECG电极相结合来代替[47]。该设备能够在平面或曲面（胸部和手腕）上连续采集数据48小时[47]。银（Ag）微粒与PDMS混合形成支柱结构，其阻抗为50k厘米2在10Hz和运动期间可读的高保线]。向PDMS中添加混合纳米填料（1D碳CNT和2D石墨烯纳米粉末，比例为1：9）表现出超过100%的优异拉伸性和高导电性，电阻率小于100Ωcm，可与商业ECG应用相媲美（图2a–c）[30]。皮肤和设备之间的范德华力可以使用低模量有机硅弹性体和牺牲聚合物来实现。传感元件由夹在旋涂聚酰亚胺之间的Cr/Au FS走线组成，并通过光刻和干法蚀刻完成。该方法于2011年首次提出，当时研究人员使用低模量硅氧烷（图2d-f）[36]。[聚乙烯醇（PVA）]被用作临时支撑物，因为水溶性纳米纤维允许它通过范德华力粘在皮肤上。该设备可拉伸，可重复应变约为30%。通过集成FS迹线，该设备不仅能够对ECG，EEG和EMG进行多功能操作，还能够用于体温，LED和光电探测器以及无线电源。

  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。

  （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。

  （转载/改编自参考文献[30];经参考文献许可转载/改编[36]，版权所有2011，科学;经参考文献许可转载/改编[37]，版权所有2015，先进材料;经参考文献许可转载/改编[50]，版权所有2019，自然生物医学工程）。

  范德华力方法也可用于肌电图信号和模拟。传感器与致动器相结合，在水溶性PVA基材（图2g–i）[37]。在这里，由具有不同几何形状的相同材料制成的FS迹线用于检测EMG，温度和应变。基于电阻的结果是可调的，以补偿横向灵敏度并消除不同工作元件之间的影响。该设备通过执行器的参与扩大了应用范围，这些执行器分别在三头肌和二头肌上放置两个设备来接收电输入并执行机械臂的运动。诱导肌肉收缩为通过知觉反馈和刺激进行假体控制提供了机会。此外，范德华力附件适用于小区域的复杂纹理，例如耳廓，这需要极其可弯曲的电子设备。附加的带有PVA牺牲水层的三极同心环形布局传感器可以层压在耳廓上，不仅可以获得长期脑电信号，还可以通过稳态视觉诱发电位（SSVEP）跟踪字母拼写[48]。由于每个视觉目标都以独特的频率闪烁，因此基于规范相关分析（CCA）的算法能够对受试者的所需字符进行分类以进行测试拼写。

  皮肤与设备接触的另一种策略是应用压敏粘合剂（PSA），这是一种通过静电力实现保形接触的粘性基材。本质上与范德华力类似，静电相互作用是由相反或相同的电荷引起的两个表面之间的吸引力或排斥力[107]。它们之间的区别在于静电力具有更大的值和更长的几微米主导距离[108，109]。值得一提的是，即使SPA胶带能够通过静电力将两个表面固定在一起，当两个受试者足够接近时，范德华力仍然会参与其中。如果施加的压力不足，则可能存在粘合缺陷，例如气泡或脱落并影响粘附[110]。粘附性和柔韧性有助于可穿戴设备的PSA，即使在大应变下也能形成保形接触。2014年，皮肤可穿戴式心电图贴片由CNT与粘性聚二甲基硅氧烷（aPDMS）混合制成，作为Au/Ti/聚酰亚胺FS的粘附层，形成具有三导联的三角形结构，并提供来自三个方向的心电信号[49]。粘合力1.1N厘米−2确保牢固的皮肤附着，阻抗为241kΩ，频率为40Hz。当连接到受试者的胸部时，该装置获得了与商业Ag/AgCl电极相当的结果。PSA层使大面积多通道器件能够进行生物电位检测（图2J–L）[50]。在这项研究中，粘性有机硅被用作皮肤和设备之间的界面。硅胶粘合剂中的微孔提供了高度透气的界面，这是聚甲基丙烯酸甲酯（PMMA）微孔在固化前嵌入并在丙酮固化后去除的结果。当安装在截肢的上肢上时，该设备可以在八个通道中同时测量神经支配的肌肉运动。通过使用标准数字滤波技术获得ECG和EEG的清晰信号。保形电子学可以在功能磁共振成像（fMRI）期间进一步监测这些信号，并提供有关身体和心理状态的其他信息[111]。增强粘附力的另一种方法是使用由铁磁层和具有导电FS迹线的粘合硅胶组成的辅助双层[51]。所获得的SNR为8.2-13的设备适用于临床应用，例如心电图，脑电图和肌电图。此外，导电材料还可以与结构材料混合，直接形成PSA层。采用聚（乙烯二氧噻吩）:p（苯乙烯磺酸酯）（PEDOT：PSS）与水性聚氨酯（WPU）和D-山梨醇混合，粘合力为0.4的可拉伸电子N厘米−1和82的低阻抗k厘米2在10Hz处形成[2]。该设备可以附着在皮肤上，以检测心电图、肌电图和脑电图的清晰信号。

  体温是热能代谢的副产物，自公元前400年以来一直被广泛用作疾病的指标[1，112，113]。身体的核心能量必须排放到周围环境中，以避免过热[114]。皮肤的传热特性揭示了与人体生理学相关的变化，如皮肤状态、活动和体温调节[57]。热量产生率和热损失率通过辐射、对流、传导和蒸发保持平衡，导致体温下降在36到38的相当狭窄的范围内°C[112，114]。体温失控可导致生理功能受损、意识丧失和/或死亡[112]。

  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]。

  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

  (1)哪里0是参考温度下的电阻（通常0°C），A和B是取决于所应用的不同金属的系数。最常用的金属是铂（Pt），镍（Ni）和铜（Cu）。Cu已内置于电阻热传感器中，通过利用3um厚的分形布局来监测伤口愈合，该布局设计在表皮电子系统（EES）的六个传感元件中（图3a-c）[52]。具有六个传感器可提供温度和热导率的空间记录的可访问性。聚酰亚胺层和铜迹线可最大限度地减少弯曲应变。封装的迹线被转移到硅胶膜上，实现防水装置。结果表明，电阻变化能够在实验室中以~50mK的精度测量温度，在临床试验中具有~200mK的精度。从手术后第1天到第30天，该装置被层压在皮肤伤口上，以监测前臂皮肤表面的温度变化。当热导率在第3天发生变化时，可以检测到伤口愈合的炎症期。类似的基于电阻的金属丝状蛇形设计也使用Pt和Au作为温度传感阵列，其性能与红外热像仪相当[4，36]。人体皮肤的热性能变化很大。据报道，一种金线圈几何装置可通过有限元分析（FEA）测量皮肤表面下高达6mm的温度[53]。NiO由于其相对较大的负温度系数（NTC）而被用于体温检测，其表现出结构简单和高温敏感性[54]。在研究中，用激光照射NiO金属纳米颗粒涂层，以制造具有数十微米宽NiO通道的Ni-NiO-Ni结构。最终设备的响应时间为50毫秒，可归因于25m-薄PET基材。当设备连接到鼻腔前部时，可以检测到运动期间的呼吸温度。此外，金属和金属氧化物PEDOT：PSS也已通过对PDMS基板施加预应变来用于温度传感[55]。

  （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。

  （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。

  （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）。

  （经参考文献许可转载/改编[52]，版权所有2014，先进医疗材料;转载/改编自参考文献[56];经参考文献许可转载/改编[4]，版权所有2013，自然材料）。

  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)哪里是西贝克，是电导率，是绝对温度，并且是热导率[125]。高导电性和塞贝克系数以及低导热率有助于热电材料的性能[126]。铬/金（Cr/Au）丝状蛇纹石结构设计用于表皮传感器，用于映射目标皮肤区域（图3d-f）[56]。直径为3mm的设备包含1个中央致动器（10nmCr/100nmAu）和2个来自传感器的环（10nm Cr/100nm Au），用于空间响应。在传感过程中，执行器在目标容器表面提供恒定的热源。两个传感器环提供热分布结果，精度为0.01°C。环外的附加传感器用于检测和补偿周围环境的温度变化。传感器由硅胶基材支撑并粘附在皮肤上。高透气性（2gh−1m−2）的硅胶基体和低热质量（0.2−5.7兆焦厘米−2K−1）的整个装置确保皮肤温度的最小扰动。在充血反应诱导受试者皮肤表面的闭塞和再灌注期间，能够记录血流的变化。此外，超薄Cr/Au热电偶检测到的皮肤温度与记录血管形成、血流、角质层厚度和水合水平的皮肤温度相关[57]。

  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−2K−1和热惯性~500Ws1/2m−2K−1.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。

  人体是光透明的，自第二次世界大战以来，这种自然特性已被用于检测搏动的动脉血[130]。通过我们身体的光会被脉动成分（例如通过动脉和小动脉的血液）和非脉动成分（例如静脉血、骨骼和其他组织）衰减和吸收[58]。脉动部分被视为直流分量（噪声信号），非脉动部分被视为交流信号。收缩期是由从左心室传递到外周组织的向前压力波引起的，舒张期是由压力波从主动脉传递到下半身小动脉的结果[131]。记录的收缩压-舒张周期显示在图4一个。这种连续变化由光源和光电探测器（PD）通过PPG记录。根据身体不同部位的PPG信号，可以定位血管异常[132]。由于PPG是由心脏收缩和血流引起的，因此脉搏传输时间（PPT）存在于收缩期和舒张期峰值之间。它表示压力波从锁骨下动脉传播到视反射部位并返回锁骨下动脉的时间[131，133]。反映血流速度的动脉硬度（SI）与受试者身高（h）与PPT之比成正比[134]。研究人员观察到，研究中98%的动脉硬化患者的双克罗波减少或消失，而卫生志愿者则呈现不明确的双搏峰[135]。此外，一阶和二阶导数PPG信号还与颈动脉[136]、年龄[137]、血压[138]、冠状动脉疾病的风险评估[139]以及动脉粥样硬化性疾病的存在有关[140]。PPG常用的光源是绿光和红/近红外光。绿光由于其出色的信噪比和抵抗运动伪影的能力，主要用于商业日常反射模式;然而，它可以被黑色素吸收，导致准确性变化增加[141，142]。红光/近红外光已用于医疗目的，因为人体不会吸收太多红光，并且可以深入多个组织层以获取生物识别信号;然而，红/近红外的信噪比较低，并且容易出现运动伪影[142]。值得一提的是，水开始吸收波长大于940nm的光，因此，PPG的最长一般为940nm[143，144]。

  （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。

  （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]。

  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，它具有更加好的机械性能。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.机械信号测量

  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]。

  所得脉冲波示意图如图5a[157]，其中收缩压（P1）由左心室射血引起，肾反射压（P2）和髂反射脉搏（P3）涉及左心室收缩引起的动脉血向后传播[158，159]。P2代表动脉的弹性，因为肾脏部位是主动脉的交界处，直径显着变化。因此，P2和P1之间的比值定义为AI，即体循环动脉硬度的指数[157]。动脉僵硬与胶原蛋白和弹性蛋白水平有关，胶原和弹性蛋白水平通常随年龄增长而降低，并导致P2升高[160，161]。有趣的是，在任何年龄，女性的AI价值都高于男性，但女性的心血管风险低于男性[152，162]。此外，从颈动脉和股动脉测量的非侵入性脉搏波可用于计算脉搏波速度（cfPWV）。cfPWV通过仰卧测量，以获得颈动脉和股动脉的动脉搏动，结合心电图读数作为时间参考，并以受试者的身高作为距离进行计算[163]。由于颈动脉-股动脉通路包括主动脉及其第一分支，它们主要负责病理生理动脉僵硬，cfPWV被认为是动脉硬度的“金标准”[164，165，166]。动脉变硬时cfPWV值增加，临界值为10m/s[167，168]。无生理影响的无创cfPWV检测对患者复杂手术（如血管生成）后的恢复具有重要意义;然而，目前的临床检测采用平面和刚性形式，并通过机械固定装置（如带子和胶带）附着在皮肤上[68]。使用此类设备进行连续监测是困难的，尤其是在患者出院后。

  机械压力传感器也有助于评估皮肤病。人体皮肤的力学性能主要来源于结缔组织、真皮、皮下组织和表皮的贡献[169]。关于人体皮肤机械性能的第一批工作始于1834年的Dupuytren和1861年的Langer，他们主要研究皮肤自然应力和应变场的各向异性[170]。人体皮肤机械性能的变化反映了组织修饰，这是由性别[170]，衰老[171]，皮肤病变[172]和化妆品的水合作用[172]引起的。传统测量（如吸力、压痕、牵引力、扭转和波传播）提供的结果受外部变量的影响，例如施加在皮肤上的压力、皮肤厚度和检测区域[36，170，173]。相比之下，柔软的皮肤可穿戴压力传感器不仅能够最终靠隐形皮肤接触来解决这些问题，还可以在患者的日常生活中进行长期监测。此外，最近的研究提出了基于机械（声学）信号检测的皮肤可穿戴超声设备[32，71，174]。

  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).

  压阻率的转导行为将机械位移转化为阻抗变化，适用于软电子器件，因为它对施加的压力引起的结构变形敏感[175]。压阻传感具有简单的读出机制[176]，以及对结构变形的快速响应[177]。调整两片之间的形状结构是提高压阻式传感器灵敏度的关键。然而，压阻式传感器具有局限性，例如温度依赖性[178]，电源要求[179]和低灵敏度，特别是在施加超低压时[180]。将聚（二甲基硅氧烷）（PDMS）图案化成微粉金字塔结构，并涂有（聚（3，4-乙烯二氧噻吩-聚（苯乙烯磺酸酯）（PEDOT：PSS）和水性聚氨酯分散体（PUD）复合聚合物，用于脉搏波传感（图5b–d）[60]。灵敏度为4.88千帕−1(0.375.9千帕）可以安装在手腕上，可以测量170Pa（或1.3mmHg）的脉冲压力，低工作电压为0.2V。另一种结构是表皮启发的微观结构，它由类似于磨纸地形的默克尔盘组成[61]。在一项研究中，PDMS在磨料纸上绘制了棘突微观结构的图案，并涂有氧化石墨烯（GO）。该设备能检测生理信号，例如来自手腕的脉搏波、来自胸部的呼吸状态和来自脚的运动活动。传感器能够连接到志愿者的手臂上2天，而不会感到不适或过敏反应。此外，仿生甲虫的翅膀锁定结构已被用于压阻性[62]。首先将氧化石墨烯（GO）的超分子组装施加到疏水性聚氨酯（PU）海绵上，然后通过原位还原得到导电聚苯胺纳米毛（PANIH）阵列。该设备可承受高达80%的变形，灵敏度高0.0021千帕−1(2.3千帕).该设备还可以检测4-6Hz的低频，这提供了预测早期帕金森病与模拟静态震颤的可能性。液态金属合金共晶镓-钒（EGaIn）也可用于通过将可穿戴压阻率传感器嵌入由PDMS制成的微通道中来构建可穿戴压阻率传感器[63]。导电材料由于其低毒性和高导电性，可以被EGaIn取代。在这项研究中，EGaIn被形成一个等效的惠斯通电桥电路。该器件具有0.0835的高灵敏度千帕−1和0.0834千帕−1分别用于装载和卸载。将直径为1.8毫米的压力传感器的PDMS腕带连接到受试者上，以测量清晰的输出动态脉冲波。

  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/

  (3)哪里0是自由空间介电常数作为常数，是相对介电常数，一个是区域，并且是电极之间的距离[181]。控制方程的简单性简化了器件设计和分析[182]。虽然电容式传感器具有高灵敏度、低功耗和耐温度变化的特点，但它们容易受到外部干扰[181，183]。金字塔结构也已用于医疗保健监测中的电容传感。可穿戴电子设备使用生物相容性材料，使其可生物降解。它由聚（癸二酸甘油酯）（PGS）组成金字塔结构，聚羟基丁酸酯/聚氢戊酸酯（PHB/PHV）为基底，镁（Mg）作为电极，铁（Fe）作为Mg（图5e，f）[64]。PGS的杨氏模量在0.05-2Mpa的范围内，这确保了它可以代替PDMS（杨氏模量1 Mpa）。该设备具有~0.76千帕−1(2千帕).当将软设备施加到受试者上时，以7.5m/s的值测量cfPWV，并使用ECG结果作为时间参考。MXene（Ti3C2Tx）/聚（偏氟乙烯-三氟乙烯）（PVDF-TrFE）复合纳米纤维支架已被用作聚（3，4-乙烯二氧噻吩）聚苯乙烯磺酸盐/聚二甲基硅氧烷（PEDOT：PSS）电极层之间的介电层，以形成用于脉搏波检测的电容式压力传感器[65]。设备的灵敏度可以达到0.51千帕−1最小检测限为1.5帕.该设备可用于检测皮肤上的多种压力变化，例如手腕上的压力脉冲波、帕金森病初始期引起的压力脉冲波、肌肉收缩和扩张、眼睛抽搐期间的肌肉振动以及语音识别。PDMS的另一种替代方法是苯乙烯-丁二烯-苯乙烯（SBS），因为在高频范围内介电损耗低[184]。在这项研究中，金字塔弹性体被图案化到空间铜设计上，该设计涂在聚酰亚胺上[66]。该传感器通过谐振传感器和外部天线之间的近场电磁耦合实现无线操作。该设计可以捕获压力分辨率为0.3mmHg和90ms时间分辨率的脉搏波，甚至可以在植入小鼠体内时测量颅内压。

  (4)哪里是电荷密度和是施加的力[186]。尽管压电传感器具有高灵敏度、快速响应和自供电潜力[187，188]，但它们会随着时间的推移表现出热漂移[189]。铁电材料已广泛应用于压电传感器。研究人员使用印刷的铁电聚合物聚（乙烯茚氟-共三氟乙烯）[P（VDF-TrFE）]为基础的压力检测器来制造具有PEDOT：PSS电极和一层聚（乙烯萘二甲酸酯）（PEN）基板的柔性器件[67]。该器件还由采用达林顿连接的有机薄膜晶体管（OTFT）组成，可将信号放大10的增益因子。该设计可确保灵敏度低于10kPa，响应时间为0.1s。它可以监测受试者的脉搏波和cfPWV（9m/s）。通过将聚多巴胺（PDA）分散到钛酸钡/聚偏氟乙烯（BTO/PVDF）纳米纤维中，通过活性表面官能团形成界面键，制成了受肌肉结构启发的压电传感器[70]。将制备的纳米纤维层与铝箔双向层压，以电极和柔性PET为基板，实现了灵敏度~3.95VN−1.锆钛酸铅（PZT）是电/压电材料，已被排列在用于脉冲波和cfPWV传感的阵列中[68]。检测到的信号可以通过硅纳米膜（SiMNs）n沟道金属半导体场效应晶体管（n-MOSFET）放大。导电金属蛇形走线和有机硅基板确保器件可以拉伸高达30%，同时保持0.005Pa的灵敏度。此外，将基于PZT的纳米带构建为超薄可拉伸网络，用于表皮病变（~~图5G–i）[69]。由于有机硅基材上的水溶性聚乙烯醇（PVA）和丝状蛇纹石痕迹，该装置可以通过范德华力单独附着在皮肤上，并具有足够的拉伸性。聚酰亚胺封装电容器元件由在Ti/PT底层和Cr/Au顶部电极之间插入的压电PZT层制成。保形设备由七个执行器和六个用于检测的传感器组成。传感涉及通过选定的致动器输出正弦电压变化，以诱导PZT、周围弹性体和底层表皮中的机械运动。表皮和弹性体的机械耦合导致相邻PZT的变形。使用该设备的30名患者志愿者的根据结果得出，和腿部皮肤病变的模量低于健康皮肤，而鼻子和额头区域的模量高于健康皮肤。

  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]。

  超声波脉冲是通过使电流通过压电晶体元件产生的。该元件将电能转换为机械超声波。波的频率由晶体的厚度决定。较厚的晶体元件产生较低的频率，而较薄的晶体元件产生较高的频率。当波在体内不同密度的材料中传播时，由于材料的不同机械性能，会发生频移。反射的回波返回换能器，换能器将移位的超声波转换为电信号。诊断超声检查是一种基于超声波的医学成像诊断技术，能够可视化肌肉和内部器官，提供其大小、结构和潜在病理病变的视觉效果。对深层组织和内脏的连续监测具有临床价值;然而，由于现有非侵入性超声设备的笨重和刚性，长期监测受限于与组织表面的不稳定耦合[192]。此外，由于超声波不能在空气中传输，因此必须使用超声波耦合并施加压力以降低阻抗并促进声能传感器和测试部位之间的传输。这些要求导致超声检查只能在有限的身体部位进行，因为压迫颈动脉、颈静脉和迷走神经可能导致窒息[32]。此外，超声医师还因长时间使用换能器、重复运动和静态工作姿势而患有与工作相关的肌肉骨骼疾病[193，194]。

  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。

  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。

  人体汗液是一种生物体液，含有电解质和代谢废物，可以反映血浆的状况[195]。它由内分泌腺的分泌线圈产生，并通过线]。我们汗液中最容易获得的分析物以及检测它们的方法如表4.生命必需的分析物相互依赖，同时具有自己的平衡[197，198，199]。超出该范围的浓度可能会导致某些疾病，这些疾病可以通过汗液检测及早诊断和治疗。在分析物中，最丰富的离子种类是钠（Na）和氯化物（Cl），其水平随着出汗率的增加而升高[199]。浓度氯−超过60mM提示囊性纤维化[200，201]，这是一种影响肺和消化系统的遗传性慢性疾病[202]。离子钾（K+）与中暑有关[203]。离子钙（钙2+）中出汗占每日身体损失的30%[204]。钙2+水平影响许多器官和身体系统的结构。低水平钙2+可导致肝硬化和肾衰竭等疾病[205，206]，而高水平的钙2+可导致甲状旁腺功能亢进[207]。高氨水平可作为肝炎或肝硬化等肝脏疾病的标志物[208]。值得注意的是，由于汗液的pH值高，汗液中的氨含量高于血液中[209]。皮肤pH值的变化可导致皮肤疾病，如皮炎、特应性皮炎、鱼鳞病、寻常痤疮和线]。乳酸汗液是压力缺血的标志，表现为氧化代谢不足和组织活力受损[211]。到目前为止，没有证据表明汗液乳酸与血乳酸或皮肤pH值有关[212]。同样，皮肤葡萄糖与血糖之间的精确关系需要进一步的相关性证据，因为皮肤至少有213个部位可以产生葡萄糖（角质层、组织液向外迁移和汗液）[214]。铜（Cu）和锌（Zn）等重金属也是必需元素，但在体内含量有限[215]。过量的Cu会导致威尔逊病[214]，而Zn水平不足会影响伤口愈合甚至DNA合成，从而影响免疫系统[216]。除了必需的分析物外，汗液还会分泌有毒金属，如镉（Cd）、汞（Hg）和铅（Pb），终生积聚在我们的体内，而不会产生生理益处[217]。这些有毒金属可以在日常生活中进入我们的身体。例如，Cd和Hg在海鲜和烟草中积累，Cd、Hg和Pb都存在于电子科技类产品、电池和合金等产品中[]。

  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。

  一种人体感应方法是比色检测，它已被用于检测皮肤热特性[229]、pH值以及葡萄糖、乳酸和氯化物的水平[228]。一项研究利用PDMS通过毛细管力吸收汗液，形成柔软的蛇形微通道（直径3mm），并分析了颜色变化与现场浓度之间的关系[228]。该设备可以测量随时间推移的总汗液流失，并使用紫外（UV）可见光谱来量化分析物浓度。它包含近场通信（NFC）电子设备，可实现与智能设备的无线通信。此外，比色暴露可用于使用热致变色液晶检测皮肤的热特性[229]。

  由于现场测量电流或电位的高灵敏度和快速响应，电化学检测提供了一种替代方法[209]。它包括电位计、计时安培法和伏安法。通过应用电位计，离子电泳电极诱导的汗液能够最终靠与相关传感目标位于同一基板上的高灵敏度传感器立即在现场进行分析（图7b）[200]。汗液传感离子电渗疗法应用于透皮给药系统[232，233]，有助于改善疼痛缓解[234]、慢性水肿[235]和风湿性疾病[236]的症状。由于目标分析物的浓度基于传感电极和参比电极之间的电位差，因此该方法只能用于检测带电物质，例如那+,氯−,K+,钙2+和H+酸碱度[209.葡萄糖、乳酸和乙醇可通过计时安培法检测，计时安培法通过特定酶进行氧化并产生与其浓度成比例的电流[209]。以下是乳酸过程的示例[237]：

  (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。

  在汗液以外的皮肤分泌物中，皮肤释放的挥发性有机化合物（VOCs）也是非侵入性的，可以提供重要的临床信息[238]。与汗液类似，皮肤挥发性有机化合物是由代谢过程产生的化合物的混合物。众所周知，呼吸是人类挥发性有机化合物的最大贡献者[239]。作为挥发性有机化合物的次要来源，皮肤释放的挥发性有机化合物与呼吸相关[240]。呼吸中的VOCs已被很好地研究，因为信号可以通过光学传感器，比色传感器，表面声波传感器，压电传感器，金属氧化物传感器，硅纳米线传感器和单层涂层金属纳米颗粒传感器来检测[241]，而柔软/可拉伸皮肤可穿戴VOC检测设备的研究有限。此外，VOCs检测不能用于早期诊断，必须与其他策略相结合以提高诊断准确性[241]。无论如何，VOCs检测可以作为健康监测的重要补充来源之一。

  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。

  尽管由于角质层剥落，皮肤可穿戴设备的使用寿命被限制在2周以内[8]，但本文综述的研究很少能实现长达2周的实际监测（表5).事实上，大多数关于保形接触的研究都没有经过数小时的测试，只有少数研究证明了两周的粘附长度。有线电源和通信是限制长期监控的根本原因。一些研究提出了无线通信的解决方案，例如可拉伸太阳能电池，摩擦电机制[242]，生物电催化反应，用于体内发电的软固体电池和电容器和近场通信（NFC）.因此，将这些技术与皮肤可穿戴传感器相结合可能会使产品更有价值。加速寿命测试可以进一步检查设备寿命的有效持续时间。

  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，患者能够最终靠输入电力轻松驱动假肢。

  除了与健康相关的监测和快速诊断之外，安全评估还将推动对可穿戴传感器/设备的更多兴趣，因为它们可以为人类提供强大的安全相关危机管理系统。皮肤附着传感器的非生物相容性会导致许多并发症，包括细胞毒性、皮肤刺激、皮肤致敏和皮肤慢性炎症，还可能导致商业产品因报告的皮炎而召回。美国食品药品监督管理局（FDA）和国际标准化组织（ISO）要求评估皮肤接触装置的细胞毒性、致敏性和刺激性[249，250，251]。为了验证公共使用的皮肤可穿戴设备，皮肤与材料的兼容性不容忽视。

  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，可穿戴电子产品不但可以用于监测和诊断疾病，还可以帮助疾病治疗和康复。