汗液作为人体重要的非侵入性生物样本，蕴含丰富的生理信息，其分泌速率直接反映人体水合状态、心理压力、自主神经功能及皮肤健康状况。然而，汗液在物理形态上可分为可感液态汗与不可感气态汗，且人体出汗速率从极低到极高跨越多个数量级。传统单一检测模式无法兼容气态与液态汗液的同步监测，导致在出汗初期低分泌速率下检测存在盲区，难以精准追踪动态生理过程，这一技术瓶颈严重制约了可穿戴汗液传感技术在个性化医疗与健康管理领域的实际应用。
针对上述挑战，中科院苏州纳米所张珽研究员、王书琪副研究员团队创新性地提出了一种集成异相分流策略的全范围汗液速率传感器（FRSR sensor）（图1A）。该传感器通过非干扰性集成表皮微流控电导传感与湿度检测两种模式，实现了从0.182至10 μL/(min·cm²)的连续测量。其核心创新在于采用LiCl掺杂的UiO-66-NH₂金属有机框架材料作为湿敏元件，以及仿生设计的超疏水透气膜作为异相分流层，有效整合了两种检测模态并保护传感器免受汗液腐蚀与皮肤接触损伤。配合专用的微弱信号处理模块，该传感器已在心理学评估、皮肤健康监测及身体脱水预警等场景中展现出广阔应用前景。相关论文以“A full-range sweat rate sensor with superhydrophobic heterophase shunt for psychology, skin health and body dehydration evaluating”为题，发表在Science Advances上。
传感器设计与工作机制：研究团队基于气态与液态汗液物理形态差异需采用不同检测模态的物理原理，设计了空间分离但功能集成的传感策略。该方案将用于不可感汗液检测的湿度传感器与用于可感汗液检测的微流控入口共同置于直接接触皮肤的位置，确保测量同步性与位置一致性。在低出汗速率下，汗液瞬间挥发，以水蒸气形式透过超疏水透气膜的孔隙，被基于LiCl@UiO-66-NH₂的湿度传感器吸附检测（图1E）；而在高出汗速率下，汗液形成连续液相，在异相分流层作用下进入微流控通道，其流速通过叉指电极进行电学测定（图1F）。两种检测通路产生的电导信号经由专用电路模块采集处理（图1G），并通过蓝牙无线传输至用户终端，构成完整的个性化汗液速率评估系统。得益于集成设计与柔性电子制造工艺，两种检测模块均展现出优异的结构顺应性与机械柔韧性。
图1. 可穿戴FRSR传感器的设计。(A) 可穿戴FRSR传感器的结构示意图。(B) 可感汗传感原理示意图。(C) 不可感汗传感原理示意图。(D) 可穿戴FRSR的优势在于其衔接了湿度传感器与流量传感器各自的有效检测时段。(E) 不可感汗检测模块示意图。(F) 可感汗检测模块示意图。(G) 可穿戴全范围汗液速率系统及移动应用程序。
湿敏材料的合成与优化：为实现高灵敏度与快速响应的湿度检测，研究团队开发了LiCl掺杂的UiO-66-NH₂复合材料。该材料中MOF的氨基基团具有强极性和亲水性，提供丰富活性位点，而掺杂的LiCl在水合作用下解离，有效增加离子载流子浓度（图2A）。扫描电镜显示UiO-66-NH₂呈典型八面体形貌（图2B），掺杂后LiCl在MOF骨架内均匀分散（图2C）。X射线衍射与X射线光电子能谱进一步确认了材料晶体结构的保持与Li⁺的存在（图2D、E）。比表面积分析表明，掺杂后材料比表面积从763.42 m²/g降至30.09 m²/g，证实LiCl有效负载于孔隙内（图2F）。通过系统优化掺杂比例，研究发现12.5 wt%的掺杂比实现了最佳灵敏度（图2H），响应时间10.339秒，恢复时间21.589秒（图2I），其湿度响应曲线由log(G)=0.052·RH-9.223描述（图2G）。这一性能归因于有效离子浓度与材料孔隙可及性之间的平衡：掺杂不足限制离子电导率，掺杂过量则堵塞孔隙降低吸附位点。
图2. LiCl@UiO-66-NH₂的合成与优化。(A) LiCl@UiO-66-NH₂的湿度传感机制。(B) UiO-66-NH₂的SEM图像。(C) 12.5 wt% LiCl@UiO-66-NH₂的SEM图像。(D) UiO-66-NH₂和LiCl@UiO-66-NH₂的XRD图谱。(E) UiO-66-NH₂和LiCl@UiO-66-NH₂的Li 1s XPS能谱。(F) LiCl@UiO-66-NH₂的氮气吸附-脱附等温线及孔径分布。(G) 12.5 wt% LiCl@UiO-66-NH₂的湿度响应。(H) LiCl@UiO-66-NH₂在5%、10%、12.5%、15%和20%掺杂比下的湿度响应灵敏度比较。(I) 12.5 wt% LiCl@UiO-66-NH₂的响应和恢复时间。
超疏水透气膜的制备与优化：针对MOF材料与柔性基底间界面附着力不足及使用过程中性能退化的问题，研究团队受荷叶超疏水机制启发（图3A-C），开发了PDMS与PMMA共混静电纺丝工艺，制备出兼具超疏水性、透气性与耐水压性能的复合纤维膜（图3D）。微观结构与元素分布分析表明PDMS附着于PMMA纤维并形成微球，有效增加表面粗糙度（图3E、F）。通过系统优化纺丝电压、收集距离及PDMS/PMMA质量比，在15 kV、2:2质量比、7 cm收集距离的工艺参数下，纤维膜水接触角达151.9°，实现超疏水性能（图3G、H），且该性能可维持一个月（图3I）。透气性测试表明，2:2质量比下透气性显著提升（图3J），该膜的水蒸气透过率达58.07 g/(H·m²)，显著优于PDMS和PET等常用柔性基底材料（图3K、L）。此外，该膜可承受1.1 kPa的静水压力，远高于汗液突破压力，确保穿戴过程中的结构完整性。这一仿生异相分流层有效隔绝了液态汗液与皮肤接触对湿度传感器的侵蚀，同时允许气态汗液通过，确保了不可感汗液检测的长期稳定性。
图3. 超疏水P@P SFM的优化。(A) 荷叶光学图像。(B) 荷叶表面的微结构。(C) 荷叶表面液滴的接触角。(D) P@P SFM的制备流程示意图。(E) PMMA纤维膜和P@P SFM的SEM图像及EDS元素分布。(F) P@P SFM的润湿机制。(G) PMMA纤维膜和P@P SFM在不同静电纺丝电压下的水接触角和表面粗糙度。(H) 不同工艺参数下P@P SFM的水接触角。(I) P@P SFM水接触角在一个月内的变化。(J) 不同静电纺丝参数下P@P SFM的透气性。(K) P@P SFM与常用柔性基底材料的透气性比较。(L) P@P SFM与开放状态的透气性比较。
不可感汗液传感性能：基于优化的湿敏材料与超疏水纤维膜，研究团队设计了不可感汗液速率监测传感器（图4A）。在11%至95%相对湿度范围内，传感器电导与相对湿度呈良好线性关系（图4B），响应与恢复时间分别在10~11秒和20~22秒范围内（图4C-E），足以满足日常活动监测需求。传感器对常见挥发性气体无明显响应，展现出优异的选择性（图4H）；在1、3、5天及不同弯曲条件下的湿度响应保持一致（图4I、J），并通过50次循环测试验证了其稳定性（图4K）。即使在50 mmol/L NaCl溶液中浸泡30分钟后，得益于P@P SFM层的保护，传感器电学输出几乎不变。为建立相对湿度与汗液速率间的定量关系，团队开发了模拟不可感汗液分泌的校准装置（图4L），通过控制液体蒸发速率并采用电导作为中间参量，获得不同模拟出汗速率下的电导响应曲线（图4M）及拟合方程G = 0.541ν - 0.098（图4N）。
图4. 不可感汗液速率传感器的性能。(A) 不可感汗检测模块的结构示意图。(B) 不可感汗液速率传感器的响应/恢复曲线。(C) 不可感汗液速率传感器在不同湿度阶跃下的响应。(D-F) 不可感汗液速率传感器对不同湿度水平的响应和恢复曲线。(G) 不可感汗液速率传感器的响应曲线及拟合方程。(H) 不可感汗液速率传感器的选择性测试。(I) 不可感汗液速率传感器在第1、3、5天的稳定性测试。(J) 不可感汗液速率传感器在不同弯曲条件下的稳定性测试。(K) 不可感汗液速率传感器的50次循环测试。(L) 模拟不可感汗分泌装置示意图。(M) 不同模拟不可感汗速率下的电导响应。(N) 电导与不可感汗速率之间的定量关系。
可感汗液传感性能：可感汗液检测采用基于表皮微流控叉指电极的电导传感技术，通过激光切割与多层对准层压等柔性电子加工工艺制备（图5A），其检测机理如图5B所示。闪光膜的不均匀表面使汗液填充区域清晰可见（图5C、D），传感器最大可检测汗液体积为88 μL，微流控通道宽度500 μm，叉指电极宽度100 μm，相邻电极间距6 mm（图5E、F）。为减轻传感器贴附皮肤时毛孔堵塞引起的代偿性出汗，研究团队设计了镂空结构（图5G）。可感汗液检测信号呈现特征性的阶梯状曲线，出汗速率越高，平台期持续时间越短（图5H）；对阶梯信号求导得到脉冲序列（图5I），建立定量关系ΔT = 85.67ν⁻¹.¹⁶，R²值达98.95%（图5J）。弯曲测试表明，当弯曲角度达25°时电导响应发生变化（图5K），因此后续人体实验均选择胸部、前额、背部等相对平坦部位贴附传感器。人体测试结果显示原始阶梯信号、导数脉冲信号及转换后的出汗速率曲线清晰可辨（图5L），高强度篮球运动期间电导信号呈单调递增趋势，验证了检测稳定性。
图5. 可感汗液速率传感器的形貌与性能表征。(A) 可感汗传感器的制备流程。(B) 可感汗检测模块的光学图像及检测机制示意图。(C和D) 闪光膜的光学图像。(E和F) 微流控通道和叉指电极的光学图像。(G) 3M粘附层中为减轻代偿性出汗影响而设计的镂空结构光学图像。(H) 可感汗液速率传感器对不同流速的电导响应。(I) 不同流速的微分信号。(J) 汗液速率与时间间隔之间的定量关系。(K) 传感器弯曲对可感汗液速率测量电导响应的影响。(L) 可感汗监测的贴体实验验证。
多场景应用验证：为实现可感与不可感汗液速率的同步采集，研究团队开发了通用双通道微型电导信号检测与传输电路（图6A、B）。得益于传感器材料优异的生物相容性（图6C、D），该系统适用于银屑病等典型皮肤疾病的病程管理。对患者正常皮肤、病变皮肤及药物治疗后病变皮肤的测试表明，出汗以不可感汗液为主：正常皮肤出汗速率较低，病变皮肤显著升高，药物治疗后下降（图6E）。该系统还能检测不同环境温度下的人体出汗速率（图6F），并准确区分饮用热水、食用辛辣食物、工作负荷及休息状态引起的出汗变化（图6G）。在情绪识别测试中，同步记录志愿者观看恐怖电影时的脑电图与汗液信号（图6H），发现枕叶皮层对恐怖场景产生响应（图6I），汗液传感器在约20秒后检测到显著出汗增加（图6J），表明FRSR传感器能灵敏反映精神压力状态。
图6. FRSR传感器系统及其应用。(A) FRSR传感器系统的示意图及光学图像。(B) 微型电导信号检测电路示意图。(C和D) 使用CCK-8法检测与P@P SFM共培养1、3、5天后NHDF细胞的活性。(E) 银屑病患者皮肤表面的汗液速率检测。(F) 不同环境温度下人体汗液速率的生理响应。(G) 多种真实生活条件下人体汗液速率的生理响应。(H) 志愿者观看恐怖电影时脑电图与汗液速率的同步监测。(I) 恐怖视频观看期间的枕叶脑电图响应，插图为枕部区域的相应热图。(J) 恐怖视频刺激下的不可感汗液速率响应。
精准脱水预警优势：全范围汗液速率检测的另一显著优势在于为脱水预警提供更精确的阈值判定。对志愿者前额（图7A）、前臂背侧、大腿腹侧、胸部及背部等多身体部位的测试表明：在运动初期高强度阶段，可感汗液尚未响应时，不可感汗液已检测到出汗信号；当可感汗液信号激活后，不可感检测通道读数趋于稳定，两种方法测得的出汗速率相当（图7B、C）。尤其值得注意的是，大腿腹侧因出汗速率低无法形成可感汗液流动，仅能通过不可感汗液传感器有效监测，为低出汗人群的脱水预警提供了关键技术支撑。与单一可感汗液检测方法相比，FRSR传感器凭借多模态检测优势，在不同汗液形态过渡区域实现了82.00%的性能提升（图7D）。通过测量运动前后体重变化反映实际体液流失量，FRSR传感器估算的脱水水平比仅依赖单一检测方法的传感器更接近实际体重变化，预测精度分别提升32.44%和16.57%（图7E）。
图7. FRSR传感器在精确脱水预警中的性能验证。(A) 志愿者前额汗液速率监测的光学图像。(B) 运动强度与前额汗液速率监测的同步记录。(C) 由前臂背侧、胸部、大腿腹侧和背部计算得出的全身汗液速率。(D) 与可感汗检测方法相比，FRSR传感器在不同汗液形态过渡区域的检测性能。(E) 可感汗液速率传感器与FRSR汗液传感器在预测汗液流失方面的比较评估。
总结与展望：该研究通过非干扰性集成可感与不可感汗液检测模块，克服了现有传感器的检测范围局限，实现了同一部位0.182至10 μL/(min·cm²)的人体汗液速率连续监测。LiCl@UiO-66-NH₂湿敏材料提供了高灵敏度与快速响应恢复性能，仿生P@P SFM异相分流层确保了复杂使用环境下湿敏元件的稳定性，微流控电导检测实现了长达88 μL汗液的长期监测。该传感器适用于皮肤健康评估、日常活动监测及精神压力反馈等多种场景，在运动或高强度体力劳动中能提供更准确的汗液流失数据与脱水预警。展望未来，全范围汗液速率检测能力将为汗腺功能评估、自主神经病变与神经退行性疾病的早期诊断、药物研发与疗效评估、个性化健康管理、运动训练优化及应激反应定量评估等生理研究与临床应用提供独特而深入的见解与价值。
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