可穿戴表皮监测在健康评估中具有重要意义。然而，目前的电子皮肤受到汗液堆积导致的一致性差、低透气性带来的不适以及信号单一的限制，使得长期、稳定、高通量的信号记录变得非常困难。

基于此，中山大学周建华教授、乔彦聪副教授与清华大学任天令教授合作，在《Nano-Micro Letters》期刊上发表了题目为“An Integrated Flexible Bioelectrical and Biochemical Monitoring System Based on Spindle-Structured Directional Sweat-Pumping Nanomesh”的论文。该研究中，作者采用静电纺丝技术制备一种纺锤结构定向吸汗纳米网（SDSN）。通过结合多种不对称性，包括润湿性、孔径和纺锤结结构，SDSN建立了协同力，使液体单向输送的速度比人类运动时的排汗速度快1000倍以上。为了体现流体导向的优势，构建了双结构、双视角的比较模型框架。引入Au 纳米网作为电极允许Au 纳米网电极同时监测电化学和电生理信号，同时保持良好的皮肤顺应性和运动稳定性。此外，还研制了一种纳米网格封装柔性电路，实现了连续无线监测。该系统显示了代谢能量输出与心血管反应相关性分析的潜力，使其成为高强度体力劳动和运动期间健康管理的理想工具。

本文亮点：

通过控制静电纺丝，纳米网集成了润湿性和结构梯度，实现了超快的单向液体输送，速度高达4.00 mL min-1 cm-2。

设计了具有高透气性和透湿性的金纳米电极，为运动过程中稳定的皮肤监测提供了优越的一致性和拉伸性，同时具有出色的皮肤相容性。

该系统可以实现无线和连续的电化学和电生理监测，结合汗液生物标志物和心电图信号进行全面的健康分析。

图1 一种具有定向汗液输送的纺锤结构纳米网柔性系统，用于综合生物电和生化监测。

集成多模态系统的设计

SDSN作为核心功能层，实现单向汗液输送。在SDSN内部形成密集均匀分布的纺锤结结构。如图1b、c所示，两层SDSN具有不同的形貌：亲水性SF12层具有较小的孔和周期性的纺锤结，而疏水性SF0层由更厚、更均匀的纳米纤维组成，形成较大的孔。当液体从疏水侧引入时，它被迅速向上泵送并保留而没有回流（图1e）。该集成系统专为胸部安装应用而设计，这是临床上首选的心电测量位置，可确保高信号质量，同时减少运动伪影（图1e）。该系统进一步集成了纳米网格封装的检测电路和无线传输模块（图1f），保持了系统的整体透气性和水蒸气透射率。

图2 SDSN设计及液体输运特性。

纺锤结构定向导汗纳米网的设计

该研究制备了 SF0–SF12 系列配方，亲水性随 F127 含量增加单调提升（图 2a），静态水接触角从 144°（SF0）降至 29.5°（SF12）。据此，将 SF12 作为亲水性层、SF0 作为疏水性层，构建出所需的Janus 润湿性梯度。

纳米网的孔径与纺锤结结构可通过系统调控静电纺丝参数（针头内径、施加电压、推进速度）进行定制。与 SF12 相比，SF0 的平均孔径更大，从而形成锥形通道（图 2b）。纺锤结结构基于静电纺丝中常见的串珠现象制备：当射流进入远场区域，表面电荷间的静电斥力易引发不稳定性，低压下这种不稳定性会触发瑞利破裂，形成串珠状纳米网。

SDSN 集成润湿性、孔径、纤维结构三重 Janus 设计，其中纺锤结结构对传输动力学起主导作用。从疏水侧施加 5 μL 液滴时，SDSN 可在0.8 s 内完成吸收与跨层传输，单向传输速率约 6.25 μL s⁻¹（图 2c）；而无纺锤结的对照纳米网需 13 s。在真实出汗场景中，液体从疏水侧初始渗入虽会受表面斥力与重力阻碍，但可快速接触亲水层；接触后毛细力占主导，主动将液体向上抽吸、对抗重力（图 2d）。实验验证：从疏水侧滴加 5 μL 液滴，带纺锤结的 SF12（13 kV）横向铺展速率比无纺锤结（19 kV）快 60%（135.95 mm² s⁻¹ vs 83.11 mm² s⁻¹，图2f）；抗重力毛细上升速度快 180%（0.29 mm s⁻¹ vs 0.076 mm s⁻¹，图2g）。

图3双架构双视角比较模型分析。

双结构、双视角对比模型框架

由于液体在纳米网内部的浸润与流动动力学难以通过仪器直接观测，本研究搭建了双结构、双视角对比模型框架，用于分析纳米网尺度下的液体驱动机理。

为进行对照，研究构建了两种模型：

均匀纳米网模型（UNM）：顶层为无纺锤结的均匀纳米网

纺锤结构纳米网模型（SNM）：引入可增强吸水能力的纺锤结构

将静电纺纳米网膜模拟为多层纤维结构，每层纤维正交排布，纤维直径与间距均取自 SEM 图像统计结果，得到两种模型的俯视图（SNM 见图 3a，UNM 见图 3b）。

研究分别考察纵向截面与横向截面（纵向视角：SNM-l、UNM-l；横向视角：SNM-t、UNM-t）。纵向截面显示，模型呈现由规则圆形结构组成的横截面构型（图 3c）；横向视角下，纺锤结简化为菱形，均匀纤维简化为矩形（图 3d）。

当液体从下边界向上浸润时，SNM 在两种视角下均优于 UNM：

纵向视角流速提升约1.3 倍

横向视角流速提升约4 倍

与前述毛细爬升实验中 1.8 倍的提升结果一致（图 3e、f）。

图4 ANE的表征。

金纳米网电极（ANE）的力学与生物相容性性能

汗液中的氢键与毛细作用确保电极与皮肤紧密贴合（图 4a）。无出汗状态时，用水润湿即可贴附皮肤；水分蒸发后，依靠超薄厚度带来的优异贴合性，通过范德华力维持黏附。ANE 在扭曲、弯曲、拉伸等各种形变下均能稳定贴附皮肤（图 4b）。剥离力测试可定量表征这一特性：10 mm 宽样品的剥离力约 3×10⁻³ N，远超皮肤最大形变时的弹性力 10 倍以上。因此电极可耐受肢体运动与皮肤拉伸，不发生界面分离或位移，有效抵御运动伪影（图 4c）。

湿润状态的电极可稳定附着于皮肤，这一稳定性也源于纳米网的高拉伸性，可拉伸至接近原长的两倍（图 4d）。水蒸气透过率测试表明（图 4e），SDSN 具备较高透气性能；且定向导汗设计未降低其透过性，WVTR 达 132.6 g m⁻² h⁻¹，与纯亲水/疏水层接近。SDSN 的液体蒸发速率显著优于单层纳米网与速干衣物（图 4f）。得益于高效汗液传输与蒸发能力，ANE 在运动中的热舒适性显著优于商用凝胶 Ag/AgCl 电极（SSCE）。

图5心电图与汗液血糖监测的应用。

系统在心电与汗液葡萄糖监测中的应用

ANE 与皮肤的界面阻抗低于 SSCE（1 Hz 时分别为 0.63 MΩ 和 1.57 MΩ），且在反复粘贴 — 剥离 10 次后仍能保持低阻抗（1 Hz 时 0.64 MΩ，图 5a），说明结构稳定且可重复使用。在出汗状态下，ANE 仍能保持清晰的心电波形，且运动后信号幅度有所提升，P 波、QRS 波群、T 波均可清晰分辨；与之对比，SSCE 出现基线漂移且信号幅度更低（图 5b）。

相应地，运动后 ANE 的信噪比从 10.5 dB 提升至 11.6 dB，而 SSCE 从 9.0 dB 降至 6.6 dB（图 5c）。这说明透气贴合的 ANE 可避免汗液液膜形成、降低界面噪声，而传统凝胶电极不透气、易被汗液干扰。总体而言，ANE 在温湿度与运动应力下能提供更稳定、更高质量的信号。

ANE 可实现酶介导的汗液葡萄糖检测，并具备稳定的电化学行为（图 5d）。电流法标定显示，电流随葡萄糖浓度阶梯式上升，灵敏度达到 335 nA mM⁻¹（图 5e）。传感器对汗液中常见干扰物（乳酸、尿素、氯化钠）具有良好抗干扰性（图 5f）。研究将电生理信号检测与生化传感结合柔性电子，构建了柔软、无线、多模态的表皮监测系统，实现整机透气与定向汗液管理（图 5g）。

心电数据可准确反映生理状态，如体力消耗增加时心率上升、信号幅度增强（图 5h）。运动 20、40、60 分钟时心电信号质量保持一致，信噪比维持在基线的 90% 以上（图 5i）。测试在餐后进行，观察到运动过程中汗液葡萄糖水平下降，反映餐后葡萄糖被消耗（图 5j）。汗液葡萄糖可实时反映能量消耗与代谢变化：受试者中途摄入高糖饮料后，葡萄糖水平明显上升，反映运动中糖摄入与消耗的动态过程（图 5k）。

原文链接：https://doi.org/10.1007/s40820-026-02115-w