可穿戴汗液传感器

1.本公开涉及一种可穿戴汗液传感器。


背景技术：

2.目前大多数健康跟踪器和智能手表测量关键的健康指标，例如心率、spo2浓度、睡眠周期等，但是没有在分子水平上跟踪健康指标。因此，已进行各种尝试来开发化学传感器，化学传感器可以非侵入式地测量可以在原始生物流体(例如汗液、眼泪以及尿液)中获得的分析物。在所有可用的原始生物流体中，汗液最容易地且非侵入式地获得，因此是最适合于在分子水平上对指标进行持续实时监测的选择。此外，汗液包含丰富的生物标志物，例如钠(na

)、氯化物(cl-)、钾(k

)、钙(ca2

)、ph、葡萄糖、乳酸盐等。
3.在汗液中可检测的生物标志物之中，ph在许多关键健康状况的诊断中起着非常重要的作用。皮肤的ph值的变化可帮助诊断皮肤疾病，例如皮炎、痤疮以及其它皮肤感染。此外，值得注意的是，脱水的个体的汗液将显示na

的浓度增加，而这种增加的替代指标是ph值的增加，原因是钠(na

)的水平越高，汗液的ph就越高。此外，排汗速率的增加会引起汗液的ph值升高。因此，汗液的ph值提供关于水合水平的信息，这对于健康跟踪以及对某些疾病进行诊断非常重要。
4.因为可穿戴设备一直与人类皮肤接触，所以可穿戴设备为对汗液进行实时持续感测提供天然的平台。至于重复使用相同的低成本可穿戴设备来持续地、重复地感测人类心率的现有的健康跟踪器，可穿戴设备上的汗液感测也应该能在低成本、可重复使用的可穿戴平台上实现。
5.之前用于实时地、持续地监测汗液的ph的可穿戴设备包括那些包含比色传感器的设备，比色传感器测量处理过的织物中的颜色变化或者容纳在微流体通道中的比色试剂的颜色变化。然而，由于需要更换试剂，导致这些设备具有较短的使用寿命或者不可重复使用。此外，这些设备不能跟踪汗液中的生物标志物的浓度根据时间的变化，因此不适于实时地、持续地感测汗液中的ph。
6.其它设备包含电化学传感器。然而，这些设备要么具有低的长期稳定性(约10天)，要么制造起来高度复杂，且需要昂贵的仪器。
7.进一步提出的汗液传感器使用对ph敏感的染料，且具有成对的发射器-检测器红光led，以进行持续ph感测。然而，对ph敏感的染料不可重复使用，且传感器需要复杂的泵送方法以将汗液泵送到ph传感器中。
8.因此，期望提供一种汗液传感器，该汗液传感器解决以上困难中的一个或多个困难，或者至少提供有用的替代方案。


技术实现要素：

9.在此公开一种可穿戴汗液传感器，可穿戴汗液传感器用于检测人类汗液中的一种或多种分析物，可穿戴汗液传感器包括：
10.光学模块，光学模块包括附接到支撑部的至少一个光源和至少一个光检测器；
11.至少一个传感器层，至少一个传感器层光学地联接到光学模块，至少一个传感器层具有光学吸收特性，光学吸收特性取决于所述一种或多种分析物中的目标分析物的浓度；以及
12.一个或多个处理器，一个或多个处理器与光学模块通信且配置成：
13.使得来自至少一个光源的光朝向至少一个传感器层发射和/或透射穿过至少一个传感器层；
14.从至少一个光检测器获得从至少一个传感器层反射和/或透射的一个或多个光学信号；以及
15.根据一个或多个光学信号的至少一个波长分量来确定目标分析物浓度。
附图说明
16.现在将参考附图，仅以非限制性示例的方式来描述根据本教导的可穿戴汗液传感器的一些实施例，在附图中：
17.图1是可穿戴汗液传感器的第一实施例的示意性横截面视图；
18.图2是可穿戴汗液传感器的第二实施例的示意性横截面视图；
19.图3是可穿戴汗液传感器的第三实施例的示意性横截面视图；
20.图4是适合于作为一些实施例的一部分使用的现有技术脉搏血氧计的框图；
21.图5是根据一些实施例的可穿戴汗液传感器的系统级框图；
22.图6是根据一些实施例的可穿戴汗液传感器的工作原理的示意图；
23.图7是示出了由根据一些实施例的可穿戴传感器执行的数据流和处理步骤的框图；
24.图8是示出了适合于与一些实施例一起使用的聚苯胺膜的性能的一系列曲线图；
25.图9示出了聚苯胺膜的透射特性；
26.图10示出了作为ph的函数的ir/红光信号比值；
27.图11示出了根据一些实施例的可穿戴传感器的人体试验的ph与ir/红光比值；
28.图12示出了在使用可穿戴传感器进行的研究中，对四名参与者的ph、心率以及spo2进行实时持续监测的图表；
29.图13示出了四名研究参与者的ph误差的累积分布函数；
30.图14示出了具有两种不同的皮肤类型的研究参与者的ph误差；以及
31.图15描绘了可穿戴汗液传感器与智能手机的配对。
具体实施方式
32.本发明的实施例涉及一种可穿戴汗液传感器，可穿戴汗液传感器包括用于检测汗液中的一种或多种分析物的至少一个传感器层。至少一个传感器层光学地联接到至少一个光源和至少一个光检测器。至少一个传感器层具有光学吸收特性，该光学吸收特性取决于所述一种或多种分析物中的目标分析物的浓度。由至少一个光源发射且从至少一个传感器层反射的光可由至少一个光检测器检测，且可以测量被检测信号的不同波长分量(例如，红外分量和红光分量)。当传感器层的材料与用户皮肤表面上的汗液接触，且由于目标分析物
(例如氢离子、皮质醇或葡萄糖)的浓度变化而导致传感器层的材料的光学特性改化时，波长分量的比值的变化可用于例如根据校准曲线来推断目标分析物浓度，校准曲线将一个或多个比值与ph值、皮质醇浓度或葡萄糖浓度相关联。
33.首先参照图1，在第一示例中，可穿戴汗液传感器100包括光学模块110，光学模块110包括支撑部(例如pcb 112)，多个光源116、118和120附接到该支撑部。光源以不同的波长进行发射。例如，光源可包括红外led 116、红光led 118以及绿光led 120。应理解，可提供更少或更多的光源作为光学模块110的一部分。例如，光学模块110可以仅包括红外led 116和红光led 118。
34.此外，光检测器114(例如光电二极管)附接到pcb 112。应理解，可提供附加的检测器。例如，每个光源可具有与该光源相关联的检测器，且相应的检测器可配置成例如通过使用合适的带通滤波器(例如干涉滤波器)而仅检测从相应的光源发射的光。
35.在一些实施例中，可提供单个宽带光源作为光学模块110的一部分，且光学模块110可包括多个检测器，或者可包括单个检测器(例如光谱仪)，多个检测器配置成选择性地检测不同的波长。
36.光源116、118和120以及光检测器114由透明保护层122保护，透明保护层122可包括封装层，且可选地，还包括玻璃层形式的保护部。
37.pcb 112包括图1中未示出的其它组件，例如信号采集和信号处理电路、数据存储器、以及用于将pcb 112连接到外部设备的接口。就这一点而言，可穿戴传感器100还可包括处理模块130，处理模块130例如通过i2c接口连接到光学模块110的电路。
38.处理模块130可包括：驱动器，用于通过i2c接口向光源116、118和120发送控制信号；一个或多个附加通信接口(例如蓝牙接口)，用于与外部设备通信；以及数据采集组件，用于从光学模块110的存储组件检索数据以由一个或多个处理器进行分析，如在后文将更详细地描述的。
39.光学模块110和处理模块130可部分地或完全地容纳在外容纳部102中。容纳部102可便于将传感器100附接到用户。例如，容纳部102可附接到带、条或夹子(未示出)，或者可集成为带、条或夹子(未示出)的一部分，其中带、条或夹子(未示出)用于附接到用户。
40.传感器层106设置在保护层122上，以与光源和检测器光学地联接。例如，传感器层可以是对ph敏感的聚合物的层。在一个示例中，对ph敏感的聚合物可以是聚苯胺(pani)。已经发现pani特别适合于ph感测，如在后文将参照使用可穿戴传感器的实施例获得的实验结果所示出的。此外，pani是生物相容性的。
41.在其它实施例中，传感器层106可包括另一种生物相容性材料(例如聚合物)，该材料响应于特定的目标分析物的浓度变化而改变其吸收特性，该材料例如对葡萄糖做出响应的水凝胶。在又一实施例中，传感器层106可包括衬底，例如聚合物(例如pdms)衬底，适配体共轭的纳米金颗粒结合到衬底，适配体能够特定地结合到目标分析物(例如皮质醇)。
42.传感器层106可支撑在另一层104上，特别地支撑在柔性层(例如pdms层)上。这可具有多种益处，包括便于层106的制造和/或层106附接到保护层122，以及当传感器100由用户穿戴时改善皮肤接触和柔性顺应性。传感器层106或支撑层104可以以任何合适的方式(例如通过使用透明粘合剂(未示出))附接到光学模块110的保护层122。
43.在一些实施例中，光学模块110可以是通常在可穿戴设备(例如健康跟踪器和智能
手表)中找到的类型的脉搏血氧计，或者可包括这种类型的脉搏血氧计。因此，在这种实施例中，适用于多种类型的测量(例如心率和spo2)的现有设备可重新用于充当汗液传感器(除了这些设备现有的测量能力之外)。这可通过将传感器层106附着到现有设备、且增加或替换(例如存储在处理模块130上的)软件组件以计算(例如)ph值来实现，但无需改变现有设备的任何内部硬件组件。为此，传感器层106的特性可调节到目标分析物和/或光学模块110的光源的发射波长。例如，传感器层106可掺杂(例如使用各种掺杂酸来掺杂)以调节层材料的吸收光谱中的峰位置，使得峰位置与光源的发射峰更紧密地匹配。
44.在图2中示出了可穿戴汗液传感器200的另一示例。在图2中、与图1中的部分相同的部分被分配有与图1中相同的附图标记，且省略这些部分的详细描述。如可以在图2中看到的，传感器200包括光学模块210，在光学模块210中，光源116、118和120以及光检测器114封装在保护层206中。在该示例中，保护层206本身由传感器层例如对ph敏感的聚合物形成。因此，传感器层206充当保护层和感测层。这使得传感器200能够具有更薄的形状系数。此外，传感器层206的外表面207可具有增强外表面207的光学特性的结构。例如，外表面207可弯曲，使得聚合物层206充当透镜。在其它实施例中，外表面207可具有表面结构，例如衍射结构，使得聚合物层206可用作衍射光学元件(doe)。在任一情况下，外表面207的结构和/或形状可使得例如光朝向光检测器114聚焦。
45.关于图1的示例，光学模块210可包含与图2所描绘的相比更多或更少的光源和/或光检测器，可选地，光源和/或光检测器具有带通滤波器等，以使得能够检测到从聚合物层206反射和/或透射的光的不同波长分量。
46.在图3中示出了可穿戴汗液传感器300的又一示例。在图3中、与图1中的部分相同的部分被分配有与图1中相同的附图标记，且省略这些部分的详细描述。
47.传感器300可以在所有方面与图1的传感器100相同，除了传感器层现在包括对不同的相应的分析物做出响应的多个区域106、302、304之外。区域106由对ph敏感的聚合物(例如聚苯胺)形成，且可掺杂以调节对ph敏感的聚合物的吸收峰，如上文所讨论的。
48.区域302由一种不同的材料形成，这种不同的材料对不同的目标分析物(例如葡萄糖)较为敏感。例如，可包含对葡萄糖做出响应的水凝胶以作为层302的材料。水凝胶可基于聚丙烯酰胺、与苯硼酸，3-(酰胺基)苯硼酸一起聚合的n,n
′‑
亚甲基双丙烯酰胺。在水凝胶内部，可引入吸收峰为600nm的纳米金颗粒。与苯硼酸结合的葡萄糖会导致水凝胶的物理膨胀，从而导致aunp的不同聚合阶段。因此，在存在不同的葡萄糖浓度的情况下，光学吸收会有所不同。
49.区域304可由另一种不同的材料形成，该另一种不同的材料对又一目标分析物(例如皮质醇(与应激和低血糖浓度密切相关的类固醇激素))较为敏感。作为用于葡萄糖的水凝胶策略的替代，核酸探针可固定在pdms衬底上，然后与aunp改性的适配体结合，aunp改性的适配体与探针互补。因此，区域304可包括pdms，适配体共轭的纳米金颗粒结合到pdms。具有皮质醇的汗液将导致适配体的构造改变并释放aunp，从而改变aunp的局部浓度，因此改变吸收强度。吸收强度与汗液溶液中的皮质醇浓度具有直接关系。类似的原理适用于其它分析物，(通过本领域技术人员已知的方法)可以给其它分析物设计适配体，使得可通过传感器层(或传感器层的区域)来检测其它分析物，传感器层(或传感器层的区域)具有合适的、适配体共轭的纳米颗粒，例如适配体共轭的纳米金颗粒。
50.应当理解，当期望检测多于一种分析物时，光学模块110可做出改变以具有附加光源，附加光源以不同的波长进行发射，且可调节传感器层的传感器区域106、302、304(例如，使用不同类型或不同浓度的掺杂剂例如酸、纳米颗粒等来调节)，使得传感器层的传感器区域106、302、304的吸收峰与各种光源的发射峰重合或紧密匹配，以便于对不同的分析物进行检测。
51.如图3的横截面视图中所描绘的，以不同分析物为目标的区域106、302、304并排地布置。应当理解，以不同分析物为目标的区域可以以任何合适的方式布置在传感器层的平面中。例如，由各种特定于分析物的材料制成的片或条可彼此交错且平铺在传感器层的平面上。
52.区域106、302、304在图3中被描绘成由空气间隙分开。应当理解，可能存在将多个区域分开的其它方法，例如在多个区域之间提供光学透明的阻挡部，阻挡部不与人类汗液的任何生物分子组分反应。例如，阻挡部可由pdms形成。
53.如上所述，光学模块110可以是(或者可包括)标准的、现成的脉搏血氧计，例如美信集成产品公司(maxim integrated products，inc.)的max30101高敏感度脉搏血氧计400，该脉搏血氧计的块架构在图4中示出。美信max30101芯片400是基于led的反射式传感器，消除了对用于感测透射光的探针的需要，从而使得能够具有小的占用面积、超低功率运行以及稳健的运动假影恢复能力。美信max30101芯片400已经在各种可穿戴硬件(例如openhak套件和hexiwear平台)中采用。该芯片具有两个主块402和404，一个块是光学块，另一个块是电气块。光学部分402集成有覆盖玻璃406，以获得最佳且稳健的性能。电气子系统404集成有红光(峰值在660nm处)led 116和红外(峰值在880nm处)led 118以发射光，led驱动器408对led脉冲进行调制以进行spo2测量。光电二极管114感测到反射的可见光和不可见光，并将光转换成与光强度成正比的电信号。接下来，18位电流adc(模数转换器)410对信号进行采样且利用环境光消除(alc)功能412将信号转换成数字化代码。该信号包含脉率的周期性信息，该信息被称为光电容积图(ppg)。alc 412具有内部跟踪/保持电路，以消除来自反射光的环境光噪声且改善动态范围。美信30101系统400还包含芯片上温度传感器(未示出)，以对温度变化进行校准。
54.在图5中描绘包括这种脉搏血氧计的可穿戴传感器510的特定示例。在图5的传感器510中，处理模块530可以是或者可包括诸如德州仪器公司(texas instruments inc.)的cc2650stk sensortag等现成的模块。这样，处理模块530不仅可包括微控制器和应用软件，微控制器和应用软件用于驱动光学模块400且从光学模块400接收数据和分析数据，处理模块500本身还可包括附加传感器，例如加速度计、陀螺仪、温度传感器和湿度传感器等。例如，如图5所示，除了微控制器534(微控制器534可集成有传感器或者与传感器通信，传感器例如惯性测量单元或gps单元)之外，处理模块530可包括调试器模块532和用于显示心率值、spo2值以及ph值的显示器536。
55.如图5所示，在使用中，传感器510例如通过带或夹子附接到用户，使得对ph敏感的聚合物层106接触用户的皮肤500。当在用户的皮肤500上形成汗液502层时，由于汗液502的ph，使得聚合物(pani)层106的光学特性改变。特别地，如图6中示意性地示出的，当pani层106与酸性(低ph)溶液接触时，聚合物通过碱式中间氧化态(eb)到盐式中间氧化态(es)的转换而变得质子化。该质子化导致聚合物的光学特性改变，且导致680nm处的光的强透射，
以及880nm处的光的强吸收。当与碱性(高ph)溶液接触时，聚合物变得去质子化。在这种状态下，pani 106强烈地吸收660nm处的光，且使880nm处的光的大部分透射。通过测量这两个波长处的光的相对透射，传感器510可用于汗液的实时ph测量。
56.传感器100、200、510各自包括与光学模块110、210或400通信的一个或多个处理器。这些处理器中的至少一个处理器是处理模块130或530的一部分，且配置成使得来自光源116、118、120的光朝向对ph敏感的聚合物的层106发射。例如，处理模块130或530可包括微控制器(mcu)，微控制器用于例如通过如图4所示的i2c接口来驱动光源。mcu可配置成发送控制信号的序列，以使得光源在期望的持续时间内、在期望的采样速率下、以特定的序列脉冲化。例如，mcu可配置成使得光学模块110、210或400从红光led 116和红外led 118相继地发射光的脉冲，以进行spo2测量。响应于这些脉冲，由光电二极管114检测到的信号也可用于确定ph，如将在下文描述的。
57.在每个采样周期期间，mcu还通过i2c接口接收数据，该数据指示由光检测器114检测到的光学信号。该数据包括对应于不同波长(例如，红光波长和红外波长)的信号。一旦已经在期望的持续时间内进行采样，则处理模块130/530的另一个处理器、或者甚至外部设备的处理器可根据光学信号的两个不同的波长分量(红光分量和红外分量)来确定用户的ph水平，处理模块130/530(例如，通过蓝牙连接)与外部设备的处理器进行通信。
58.在图7中描绘由可穿戴汗液传感器实施的示例软件架构。下面将参照max30101脉搏血氧计和图5的cc2650 sensortag实施例来描述由可穿戴汗液传感器执行的过程和软件架构，但是应当理解，该过程和软件架构可容易地适用于其它光学模块和/或处理模块。
59.在传感器510中，用于ph、心率以及spo2估计的所有软件算法在每个5秒的时间窗内在cc2650 sensortag 534上执行。由于cc2650中的sram较小，导致用于处理的样本的数量限制在m＝fst/4＝100
×
5/4＝125个样本。然而，还能够用更快的cpu处理更多的样本，且增大处理时间窗t。在图7中示出的传感器510的软件流程如下：
60.(1)光学模块(max30101)400将红光、红外光和绿光照射在具有汗液的手腕上，读取反射的ppg信号，以及在2秒内通过i2c总线将ppg信号的adc值发送到处理模块(cc2650)530。同样在相同的2秒钟内读取来自cc2650530的加速度计读数。样本被读取且储存在cc2650 530中的6kb的传感器控制器中。
61.(2)使用dc移除和带通滤波对绿光ppg信号进行预处理。同样对加速度计读数进行带通滤波。然后，使用troika框架来计算心率，以移除运动伪影。troika的描述包含在zhang等人于2015年2月在ieee生物医学工程学报上发表的文献62(2)：522-31中，该文献的全部内容通过引用并入本文中。
62.(3)读取红外ppg信号和红光ppg信号，获取dc分量和ac分量，计算spo2值。
63.(4)最后，ir ppg信号和红光ppg信号的dc分量用于计算汗液的ph值。
64.(5)所有计算的ph值、心率以及spo2值在手表devpack lcd显示器536(图5)上予以显示。
65.(6)重复步骤(1)。
66.在计算后立即刷新中间值和ppg信号的前两秒。cc2650中的源代码的跨度约800行，需要约4秒来执行。
67.在开始运动或者参与刺激出汗的任何活动之前，可以提示用户按压cc2650中的用
户按钮，该用户按钮记录从没有汗液的手腕反射的红外ppg信号和红光ppg信号的dc分量的平均值。
68.现在，将更详细地描述ph、心率以及spo2确定操作。
69.确定ph值
70.当安装有pani 106的max30101 400放置在具有汗液502的手腕500上时，反射的ppg信号包括5个分量。ppg信号的dc分量来自四个部分-来自组织和汗液的反射、来自非脉动的动脉血的反射、来自脉动的动脉血的反射以及来自pani膜106的反射。ppg信号的ac分量来自脉动的动脉血。因此，对应于汗液ph值的、从pani膜106反射的ir分量和红光分量存在于信号的dc分量中。此外，ppg信号的dc分量的主要部分(约80％)由来自组织的反射贡献。因此，我们需要从ir ppg信号和红光ppg信号的总dc分量中将从pani反射的dc分量分离出来。
71.我们限定由传感器510记录的时间序列ppg信号：
72.i＝[i(0),i(1),...,i(m-1)],r＝[r(0),r(1),...,r(m-1)]
[0073]
其中，i和r分别是由传感器510记录的、反射的红外ppg信号和反射的红光ppg信号。m是样本的数量。传感器510配置成以采样频率fs＝100hz运行，以4个样本进行平均，原因是max30101芯片400可通过对相邻样本进行平均来发送数据，以减少吞吐量，我们在s＝3秒的重叠的情况下，在t＝5秒的每个滑动时间窗内计算ph。因此，m＝fst＝125个样本。dci和dcr分别是红外ppg信号的dc分量和红光ppg信号的dc分量。在max30101 400中，红外led和红光led交替地打开，以避免自加热且降低能量消耗。虽然ir脉冲重复频率和红光脉冲重复频率可达到100khz，但是我们选择100hz作为采样率，原因是低的采样频率也会降低能量消耗。
[0074]
我们的目标是找到对应于汗液ph值的、从pani 106反射的dc分量，从pani 106反射的dc分量分别由来自dci的和来自dcr的给出。dci和dcr分别通过找出由传感器510记录的、i ppg信号的平均值和r ppg信号的平均值来计算，由以下方程给出：
[0075]
和
[0076]
为了从ppg信号的dc分量找出首先我们需要对从组织、脉动的动脉血以及非脉动的动脉血反射的dc分量(表示为)进行分离，该dc分量不能确切地计算。然而，从皮肤、组织、脂肪、骨骼等反射的dc分量随着时间保持恒定。此外，静脉和毛细血管中的血容量保持恒定，因此，ppg信号的反射的dc分量随着时间保持恒定。因此，在开始ph测量之前，我们对进行初始化，作为在3秒内从没有汗液的手腕测量的dc分量的平均值。在实时ph感测开始时，由于皮肤上不存在任何汗液可与pani传感器106反应，因此我们将不考虑皮肤的ph。在3秒内从没有汗液的手腕测量的反射的dc分量的平均值分别由用于红外的和用于红光的表示。使用初始化的值，我们可以在每个时间窗内从ppg信号的dc分量减去dc
init
来获得因此，我们具有以下方程：
[0077][0078]
由此，ir/红光比值可计算成：
[0079][0080]
使用所计算的ir/红光比值，我们可使用ph与ir/红光比值的校准关系(见下文)，且在每个5秒的时间窗内计算汗液的ph。由于由手的摆动导致的运动伪影的典型频率介于0.5hz至5hz之间，因此以上ph估计方法不会受到运动伪影的影响。通过10名参与者的人体试验，对该ph估算方法进行评估(见后文)，结果表明在估计ph时约91％的准确性，具有
±
0.6ph的实时误差。
[0081]
应当理解，类似于上文所述的过程可用于确定其它类型的目标分析物的浓度(例如，先前得到的、目标分析物浓度与不同波长处的信号的比值的校准曲线应用于计算)。
[0082]
心率感测
[0083]
脉搏血氧计将红光、红外光以及绿光照射在皮肤上，且根据反射的绿光光电容积图(ppg)信号来测量心率(hr)。对于心率测量，我们使用绿光ppg信号而不是红光ppg信号或ir ppg信号，原因是手腕的血液灌注量较少，更高能量的ppg信号(绿光)是优选的。max30101具有三个led，即红光led、红外led以及绿光led。如之前所解释的，我们使用ir ppg信号和红光ppg信号来进行汗液ph估计。对于心率监测，除了使用ir ppg信号和红光ppg信号之外，我们还使用绿光ppg信号。
[0084]
ppg信号受到运动伪影(ma)的影响很大，运动伪影会干扰心率的测量。即使在激烈的体育运动期间，已经表明加速度数据是从ppg信号中移除ma的有效解决方案。cc2650 sensortag装备有加速度计，因此我们利用来自cc2650sensortag的加速度计读数和从max30101获得的绿光ppg信号、使用轻量troika框架来从ppg信号中移除ma。troika包括三个主要部分：(a)信号分解(b)稀疏信号重建以及(c)光谱峰值跟踪。
[0085]
在troika框架中，ppg信号在增量步长为s秒的情况下在t秒的滑动时间窗中进行处理，优选地，s≥t/2，且在每个t秒的时间窗内估计hr。我们选择t＝5秒，s＝2秒。
[0086]
在将ppg信号输入到troika框架之前，对信号进行以下预处理：
[0087]
(1)对ppg信号执行dc移除，以实现具有零均值的基线去趋势信号；
[0088]
(2)ppg信号和3-轴加速度计数据在0.4hz至5hz之间进行带通滤波，以移除位于心率频率之外的噪声和ma。
[0089]
已经发现，预处理和troika ma移除能够成功地净化用于使用传感器510进行hr监测的信号。因此，即使在运动期间，将pani膜106添加到脉搏血氧计400也不会妨碍脉搏血氧计400测量心率的能力。因此，应当相信，当pani膜106安装在目前的健康跟踪器上时，即使在激烈的体育运动期间，由健康跟踪器的制造商开发的任何定制运动伪影移除算法(不仅是troika)都可用于估计心率。
[0090]
spo2估计
[0091]
为了估计spo2，我们需要分别根据红光信号的ac分量和dc分量以及红外信号的ac分量和dc分量来计算比值r，在以下方程中示出。
[0092][0093]
为了处理运动伪影，我们使用净化的ppg信号作为ir ppg信号和红光ppg信号的ac分量，净化的ppg信号使用奇异谱分析(ssa)来获得。对于spo2测量，我们计算红外ppg信号与红光ppg信号之间的比值r，如上文所限定的。在红光波长和红外波长之间，散射常数和光路长度相当显著地变化。因此，所计算的比值r不能与生理氧饱和度(spo2)直接相关。因此，对于任何商用脉搏血氧计，比值r与生理spo2之间的关系通过校准来实验性地确定。对于任何脉搏血氧计，对许多健康的志愿者使用脉搏血氧计来确定r，且通过收集志愿者的动脉血来测量志愿者的spo2。使用得到的r值和spo2值，对脉搏血氧计进行曲线近似或经验校准，以获得更精确的spo2测量。在传感器510中，使用max30101推荐的标准校准方程spo2＝104-17r来估计spo2值。
[0094]
制造方法、性能测量以及ph校准
[0095]
传感器制造。为了改善皮肤接触和柔性顺应性，我们在由聚二甲基硅氧烷(pdms)制备的支撑性、柔性且透明的基质上对pani进行功能化。pdms支撑部通过将弹性体与固化剂以10：1的重量比混合来制备。将混合物倒入母模中，且在烘箱中在75℃固化1小时。在固化之后，从母模剥离pdms层。使用异丙醇彻底清洗pdms复制品(2mm高)。为了使用pani膜106对pdms 104的表面进行功能化，首先我们使pdms表面暴露到氧等离子体(harrick等离子体)中60秒。活化的pdms使用在乙醇中重量占20％的n-[3(三甲氧基硅烷)丙基]苯胺溶液培养60分钟。使用该技术，通过分子自组装，在衬底上形成单层含硅烷的苯胺。通过使用新制备的含氧化剂(0.25m过硫酸铵)的1m hcl溶液和1m苯胺浸渍pdms，来执行将pani化学沉积在pdms的表面上。表面上的侧链苯胺用作聚合的引发位点，且还用于将pani膜106共价地锚定在衬底104上。聚合时间固定为1天。在聚合之后，pdms-pani用水强力地清洗，以移除任何未附接的pani。由于衬底与聚合物膜之间的化学键合，使得所得到的膜具有良好的粘合力。
[0096]
我们的pani-pdms传感器104、106的制造成本低于1美元。此外，由于工艺简单且适用于各种形状和尺寸的铸件，因此我们的技术使得能够大规模制造我们的ph传感器。
[0097]
传感器性能测量。首先我们使用平板读取器评估所制备的pani膜的光学透射光谱。平板读取器是在pani膜106上发射特定波长的光且测量来自反射光的吸收/透射的设备。在收集紫外-可见透射光谱之前，膜在不同ph的溶液中培养1分钟。如图9(a)所描绘的，pani光学变化对ph的变化高度敏感。随着ph从2(酸性)增加到12(碱性)，示出了pani膜的吸收峰从420nm(在ph为2时)移动到605nm(在ph为12时)。该变化与已发表的关于聚合物链中的亚胺氮原子的不同程度的质子化的研究相一致。接下来，我们分别绘制660nm和880nm处的透射率的ph依赖关系(图9(b))。得到的典型的pani s形曲线在较宽的ph变化范围内具有良好的相关性，r2(660nm)＝0.989以及r2(880nm)＝0.996。为了进一步提高检测准确性和材料稳定性，我们获得880nm处的透射强度与660nm处的透射强度的比值，如图8(a)所示的。当我们将溶液的ph从2改变到12时，该强度比减小并饱和。值得注意的是，该比值的变化在ph 3至8的范围内最显著，ph 3至8的范围也是人类汗液的生理ph波动范围。为了证明传感器测量ph变化的重复性，我们通过使用两种不同ph(ph3.4和ph7.0)的溶液对集成系统重复进行测试，两种不同ph的溶液通过对不同量的hcl溶液和naoh溶液进行混合来制备。如图8(b)所示，在交替地改变溶液的ph值持续4个循环之后，pani膜在相同ph下保持相对一致的
ir/红光比值，表明该材料的可重复性。传感器不仅展示出良好的重现性，在使用相同ph的溶液处理时产生一致的信号输出，而且传感器表现出良好的响应性和可重复性。由于人体汗液包含各种离子(例如na

、k

、cl-、p
5-以及h

)，因此接下来，我们测试集成传感器在复杂离子背景下对ph变化的特异性。我们选择四种不同的溶液混合物，即，分别为钠基缓冲液、钾基缓冲液、磷酸盐基缓冲液以及hcl/naoh溶液(ph为7)。当这些溶液包含不同浓度的上述离子(na

、k

、cl-、p
5-以及h

)时；这些混合物制备到ph＝7。除了这些溶液之外，我们还制备一种混合物，即hcl/naoh溶液(ph为3.5)。我们使用这些溶液培养pani膜1分钟，且进行比率测量。如图8(c)所示，传感器对ph变化选择性地做出响应。最后，我们在生成可靠性分析的过程中测试膜制备的重现性。我们制备多个pani膜，且在各种ph溶液中培养膜时测量这些传感器的信号比。如图8(d)所示，传感器产生高度一致且稳健的信号，在整个ph监测期间没有展示出任何明显的偏差，存在非常小的相对标准偏差(rsd)，为5.3％。
[0098]
ph校准。为了从汗液中感测ph值，首先我们需要在不同的ph值下根据(例如)安装有pani的max30101对反射的ir与红光的比值进行校准。为了使用max30101来校准ir/红光比值，我们制备ph值介于3至8之间的合成汗液溶液，原因是人类汗液的ph介于3至8之间。我们将每种ph溶液中的200μl溶液放置在max30101上，且在30秒内测量反射的ir与红光比值的平均值。对于每种ph溶液，我们重复该过程3次。对于每个ph值，我们使用在3次不同的试验期间记录的ir/红光比值的平均值，且通过对每种ph溶液的记录的ir/红光比值进行4阶多项式拟合来校准ph与ir/红光比值的关系曲线。我们使用4阶多项式拟合而不是线性拟合，原因是pani不产生呈线性趋势的ir/红光比值，如图8(a)中所看到的，且与线性拟合相比，多项式拟合产生更准确的结果。图10(a)示出了校准的ph与ir/红光比值的关系曲线，清楚地示出了与在图8(a)中使用平板读取器获得的ph与ir/红光比值的关系曲线相同的增加趋势。我们还在从平板读取器获得的ir/红光比值与从max30101记录的ir/红光比值之间执行普通最小二乘法(ols)拟合。图10(b)所示的得到的拟合具有非常高的r2值，为0.981，这表明从max30101获得的ir/红光比值与使用平板读取器获得的ir/红光比值遵循相同的趋势。
[0099]
实验评估
[0100]
ph手表对合成ph溶液的准确性
[0101]
首先，我们评估安装有pani的max30101(没有将max30101放置在皮肤上)，以计算pani在使用图10(a)的校准曲线对ph进行估计时的准确性。通过将不同浓度的hcl和naoh进行混合，我们制备不同ph值的合成缓冲溶液。我们使用hannah instruments公司的商用无线ph计“hi14142-无线ph计”来测量每种溶液的ph值。hi14142还可与直接从皮肤上测量汗液的ph值兼容。我们将每种溶液中的200μl溶液放置在pani上，且根据反射的ir/红光比值来测量ph值。表2示出了由商用ph计测量的不同溶液的ph值以及由安装有pani的max30101测量的ph值。
[0102][0103]
表2：由商用ph计和ph手表测量的合成溶液的ph
[0104]
发现：由商用ph计测量的ph与估计的ph值之间的平均误差为2.13％。我们可以看到，估计的ph值从商用ph计的读数最多变化2.5％，这与在文献中报告的、基于pani的电化学ph传感器的ph变化《2.2％相当。
[0105]
ph手表在心率(hr)测量和spo2测量中的准确性
[0106]
我们评估ph手表在心率测量和spo2测量中、在存在运动伪影和不存在运动伪影的情况下的准确性。我们招募参与者，参与者在他的左手腕上佩戴ph手表，在他的右手上佩戴max30102高灵敏度手指脉搏血氧计(具有ir led和红光led)，max30102高灵敏度手指脉搏血氧计用作hr测量和spo2测量的基础真值。使用max30102accevkit评估板来测量并记录来自max30102的测量值，max30102accevkit评估板读取手指ppg测量值且计算hr和spo2。在实验期间，我们限制参与者移动他的右手，使得基础真值hr和spo2值不受ma的影响。每个实验进行120秒。在左手不运动的情况下使用传感器510重复实验8次，以测试在不运动的情况下的准确性，且还重复实验8次，要求参与者通过手的摆动和左手来回剧烈抖动来持续地引起左手的随机运动，以测试在存在ma的情况下的准确性。对于在左手运动的情况下的实验，我们要求用户在前3秒内保持静止，原因是troika需要心率的初始化。最后，对于每个实验，我们将得到的传感器510的hr测量值和spo2测量值与由手指脉搏血氧计记录的基础真值hr和spo2测量值进行比较。
[0107]
在没有运动伪影的情况下，hr测量值和spo2测量值的准确性。
[0108]
表3示出了在手没有运动的情况下由传感器510记录的hr测量值，该hr测量值相对于用作基础真值的手指脉搏血氧计读数进行验证。hr测量值和spo2测量值的平均百分比误差分别为1.22％和2.75％，hr和spo2的最大变化分别为《3.44％和《3.22％。可忽略观察到的误差，这可能归因于如下事实：因为手指的血液灌注量更好，所以来自手指的ppg读数天生就比来自手腕的ppg读数更准确。
[0109][0110]
表3：hr和spo2测量值
[0111]
在具有运动伪影的情况下，hr测量值和spo2测量值的准确性。
[0112]
表4示出了在手随意运动的情况下由传感器510记录的hr测量值，该hr测量值相对于用作基础真值的手指脉搏血氧计读数进行验证。hr测量值和spo2测量值的平均百分比误差分别为4.98％和4.57％，hr和spo2的最大变化分别为《6.41％和《6.73％。这与troika最初报告的1.8％的平均心率误差和4.70％的最大变化相当。误差率的小的差异是因为如下事实：由于cc2650中的ram限制而将传感器510配置成使用5秒的非常小的时间窗。最初troika论文中的研究使用具有1250个样本的10秒的时间窗，因此与ph手表相比，可具有更准确的hr测量。使用目前大多数可穿戴设备已经具备的、带有更高的ram的更强大的cpu，可进一步减少平均误差。例如，最新的三星galaxy手表具有带768mb ram的、1.15ghz的exynos 9110处理器。因此，实验清楚地表明，具有pani的ph手表不会妨碍脉搏血氧计在测量hr和血氧浓度方面的正常能力，从而证实我们的ph感测方法可容易地与所有目前的智能手表或健康跟踪器集成，只要添加我们的pani膜106即可。
[0113][0114]
表4：hr和spo2测量值
[0115]
人体试验
[0116]
为了评估ph手表在人类汗液的ph的实时监测中的准确性和有效性，我们招募10名
参与者，且使用传感器510进行人体试验，以测量参与者的汗液ph值。
[0117]
对于第一实验，为了测试传感器510从汗液感测ph值的准确性，我们招募6名参与者。给每名参与者一个随机id，从参与者收集的数据映射到随机id以保护参与者的个人数据。要求每名参与者佩戴传感器510，运动10至20分钟，使得参与者开始出汗。在开始运动之前，通过按压传感器510中的用户按钮，在3秒内对参与者的、由dc
init
给出的组织dc进行测量。一旦参与者开始出汗，我们将由传感器510测量的汗液ph值与通过hi14142无线ph计测量的汗液ph值进行比较，以计算准确性。以上过程对每名参与者重复两次。
[0118]
在第二实验中，为了评估传感器510在运动期间实时地、持续地感测ph值以及检测脱水的能力，我们招募4名参与者，4名参与者佩戴传感器510且在健身房中骑自行车80分钟。记录由ph手表测量的hr值、spo2值以及ph值。在运动期间，由于我们的无线ph计的输出速率有限，因此我们每5分钟或每10分钟使用无线ph计手动地测量基础真值ph。我们的无线ph计需要约30秒才给出稳定的读数。这不会影响我们的评估，原因是汗液的ph随着运动变化得非常缓慢，在10分钟内不会显著地变化。
[0119]
我们的评估考虑各种肤色，从年龄介于21岁至30岁之间的中国人的皮肤类型到中等深色皮肤的印度人(中国人、马来人和印度人)。我们所有的参与者都是男性。在表6中示出了参与者的皮肤类型和人口统计特征的概要。
[0120][0121]
表6：试验中的参与者的皮肤特征
[0122]
ph手表的准确性。表7示出了通过遵循第一实验过程，在人体试验期间由ph手表进行的ph测量值，该ph测量值相对于通过无线ph计测量的汗液的ph值进行验证。来自ph计读数的平均百分比误差为2.31％，最大变化《4.3％。对于我们在该实验期间测量的ph值，我们还绘制ph与ir/红光比值的关系曲线，如图11所示，该曲线类似于图10(a)中的校准曲线。我们观察到r2值为0.99，表明两条曲线之间的相关性非常高。这与之前的可穿戴式ph感测方法类似，之前的可穿戴式ph感测方法表明(1)由基于pani的电化学ph感测方法报告的最大变化《2.2％和(2)由基于ormosil(有机改性硅酸盐)纺织织物的光学ph感测方法报告的最大变化《8.3％(
±
0.5的ph变化)。这表明传感器510具有与当前最先进的ph传感器相当的感测准确性。而且，该传感器是可长期重复使用的，且与当今普遍的可穿戴设备兼容。
[0123]
[0124][0125]
表7：在人体试验期间由ph手表测量的ph
[0126]
hr、spo2以及ph的实时持续监测。图12示出了在第二实验过程期间参与者的、由传感器510持续地记录的hr测量值、spo2测量值以及ph测量值，以评估传感器510的实时感测能力。实时心率测量值表明：
[0127]
(1)在运动开始时，心率在前5分钟内从70bpm猛增到90bpm，这表明运动已经开始。
[0128]
(2)在接下来的10分钟内，hr几乎保持恒定在约90bpm，然后再次增加到100bpm，这表明运动正在加快，参与者现在更快地骑自行车。
[0129]
(3)在接下来的15分钟内，hr保持在约110bpm，然后增加到120bpm且稳定在约120bpm。该增加可能是因为在运动期间出汗而导致人体的水合水平下降。由于血容积减小，人体的水合水平的这种下降会对心脏造成轻微的压力。此外，由于水合水平下降，因此血液将携带更多的钠，这使得心脏更加难以泵送血液。因此，心跳得更快，导致hr增加。
[0130]
另一方面，实时spo2测量值保持一致，在大部分时间为约97％，最小spo2为约96％，最大spo2为约98％。这很好地符合如下事实：spo2水平会自我调节，且在低强度和中等强度的运动期间保持稳定，在低强度和中等强度的运动中，人们在运动期间持续地吸入足够的氧气。
[0131]
图12示出了实时ph值，该实时ph值相对于由无线ph计测量的汗液ph值进行验证。实时ph值在运动期间随着时间增加。在前20分钟内，参与者没有出汗，因此在图表中没有示出ph读数。参与者花了20分钟来出汗，原因是手腕区域没有那么快出汗。在20分钟之后，参与者开始出汗，且在接下来的20分钟内，汗液的ph值保持稳定在约5.2至5.3之间。汗液的ph值的这种稳定性是因为在运动的温和阶段期间，出汗率非常有限。一旦用户随着训练的强度的增加而开始踢腿，则汗液的ph值从5.3上升到5.7，表示参与者的出汗率增加。这也在心率测量中适当地示出，在心率测量中，由于出汗率增加且水合水平减少，心率明显增加到120bpm。然后，在接下来的20分钟内，ph从5.7缓慢增加到5.8，且在10分钟内再次增加到6.2。这也证实，当人们在长的持续时间(70分钟至80分钟)内运动时，人的出汗率增加，人的汗液中钠的浓度也增加。这又增加汗液的ph值。
[0132]
我们通过其它3名参与者重复同样的实验过程，且在图12中示出由传感器510测量的实时ph值、hr值以及spo2值。图13示出了4名参与者中的每一名参与者的ph误差的累积分布函数。
[0133]
所有参与者的中值ph误差的范围介于0.2至0.28之间。最大ph误差的范围介于0.4至0.6之间。因此，由传感器510测量的ph值与无线ph计最大相差
±
0.6的ph变化，这与之前报告的结果相当，且还表明传感器510可以以约91％的精度来检测ph。这清楚地表明传感器510对在运动期间人体的脱水水平进行检测的可能性，可证明对心率与汗液的ph值之间的相关性的未来研究有助于检测准确的脱水风险，只要将低成本的现成的对ph敏感的pani 106添加到目前的健身跟踪器中使用的脉搏血氧计即可。
[0134]
对于我们的实时持续感测实验，我们引入了具有中国人皮肤类型的参与者和具有印度人皮肤类型的参与者。图14示出了由印度人皮肤类型和中国人皮肤类型报告的ph误差。我们可以观察到，印度人皮肤和中国人皮肤具有相似的平均ph误差，其分别为0.2和0.27，这验证了我们的ph测量对不同的皮肤类型显示出相似的误差，且相对来说保持不受皮肤颜色的影响。更直观地，皮肤颜色对我们的ph测量的影响很小，原因是皮肤颜色对ppg信号的dc分量做出贡献，ppg信号的dc分量在我们的ph感测算法的初始化部分期间测量且在ph测量期间被移除。
[0135]
在一些实施例中，传感器100、200、300或510可配置成与外部设备(例如智能手机1500)配对，如图15中所描绘的。例如，配对可通过蓝牙连接1510进行。
[0136]
智能手机1500可运行移动应用(app)，移动应用使得佩戴传感器(例如传感器510)的用户能够通过对从传感器510获得的实时ph值的趋势进行监测来持续地跟踪脱水风险/皮肤健康。
[0137]
移动app可根据在汗液的ph值中观察到的趋势来推荐皮肤护理方案和化妆品。移动app还可提供“喝水”功能，每当用户的汗水的ph值升高超过正常范围时，“喝水”功能就会生成警报，从而帮助用户始终保持水合。正常汗液ph值的范围介于4.5至7.0之间。在脱水的情况下，汗液ph保持在6至8的较高水平(类似于水)。每当传感器510检测到ph值大于6时，在移动app中实现的喝水功能可提醒用户喝水。在喝水之后，一旦用户的ph再次变得正常，则移动app可生成水合水平足够的进一步的通知。
[0138]
在图15右侧的放大视图中示出了可以在移动设备的显示器1502上显示的、移动app的示例gui线框。gui能够从传感器510更容易地进行健康跟踪。
[0139]
由传感器510确定的汗液ph是皮肤健康的指示器。已知化妆品会改变人类皮肤的ph。为了给用户的皮肤建议正确的化妆品，从传感器510获得的ph值可用于推荐具有合适的对应的ph值的化妆品，以维持皮肤健康且确保化妆品不会对皮肤ph产生不利影响。为此，移动app可保持常用的化妆品的数据库以及这些化妆品对应的ph值。
[0140]
在本发明的实施例中使用对ph敏感的聚合物具有许多优点。由于这些聚合物的柔性性质、易于小型化以及良好的生物相容性，这些聚合物可容易地与可穿戴设备集成。特别地，导电聚合物聚苯胺(pani)不仅提供大范围且敏感的ph响应性，而且能够实现实时光学读出。在质子居间的聚合物后掺杂和脱掺杂之后，pani在近红外光谱中展示出显著的变化，近红外光谱是脉搏血氧计的目标频率。
[0141]
在脉搏血氧计上安装传感器层(例如对ph敏感的聚合物层)以能够对汗液中的目标分析物(例如ph)进行实时、可重复使用且持续的监测，具有以下优点。首先，聚合物充当双基质支撑部和指示剂染料，指示剂染料是一种物质，其用于通过改变颜色来在视觉上显示出溶液相对于特定材料(例如不同浓度的氢离子)存在的状况，且可容易地联接以安全地
接触皮肤。聚合物是生物相容的，不会破裂。聚合物改善了长期稳定性，原因是聚合物消除了任何可能的染料浸出，染料浸出是在使用其它对ph做出响应的小分子染料的传感器中常见的问题。其次，当使用不同的ph溶液处理pani时，pani在波长660nm和880nm处显示出显著且快速的响应-不同的波长被许多脉冲血氧计照射和测量。因此，这种直接集成的高的兼容性能够敏感地且可重复使用地监测汗液ph。
[0142]
实施例还可有效地控制pani膜的厚度，且适用于不同设备的厚度需求。首先，从宏观角度看，能够容易地改变衬底-pdms的厚度。此外，pani膜的不同厚度可通过改变温度来控制。随着温度升高，膜变得更厚，且达到约几微米。当温度升高时，膜生长更快，表明膜的生长随着时间而加速。基于厚度的可调节性，聚合物膜可根据不同芯片的形态和外观设计进行调节。
[0143]
有利地，在pdms上制造pani层时，可以给pdms添加掩模，使得通过分子自组装，仅在暴露的衬底上形成带硅烷的苯胺的特定阵列。通过调节曝光区域，能够改变pani传感器层的透明度。通过调节pani膜的透明度，检测信号变得更加兼容。例如，在聚合物层的高透射率下，除去由pani本身吸收的光，剩余的光可用于在其它可能的模块中检测其它目标。
[0144]
在不背离本发明的范围的情况下，许多修改对于本领域技术人员将是显而易见的。
[0145]
在本说明书中，除非上下文另有要求，否则词语“包括”以及诸如“包含”和“含有”的变型将理解为意味着包含所陈述的整数或步骤或者一组整数或步骤，但是不排除任何其它整数或步骤或者任何其它组整数或步骤。
[0146]
在本说明书中对任何先前出版物(或源于先前出版物的信息)或已知的任何事项的引用不被视为、也不应视为确认或承认或任何形式的暗示：该先前出版物(或源于先前出版物的信息)或已知事项形成本说明书所涉及的技术领域中的公知常识的一部分。
[0147]
本公开的一些示例性实施例的描述包含在以下编号的陈述中的一个或多个陈述中。
[0148]
1、一种可穿戴汗液传感器，可穿戴汗液传感器用于检测人类汗液中的一种或多种分析物，可穿戴汗液传感器包括：
[0149]
光学模块，光学模块包括附接到支撑部的至少一个光源和至少一个光检测器；
[0150]
至少一个传感器层，至少一个传感器层光学地联接到光学模块，至少一个传感器层具有光学吸收特性，光学吸收特性取决于所述一种或多种分析物中的目标分析物的浓度；以及
[0151]
一个或多个处理器，一个或多个处理器与光学模块通信且配置成：
[0152]
使得来自至少一个光源的光朝向至少一个传感器层发射和/或透射穿过至少一个传感器层；
[0153]
从至少一个光检测器获得从至少一个传感器层反射和/或透射的一个或多个光学信号；以及
[0154]
根据一个或多个光学信号的至少一个波长分量来确定目标分析物浓度。
[0155]
2、根据1所述的可穿戴汗液传感器，其中，光学模块包括脉搏血氧计。
[0156]
3、根据1或2所述的可穿戴汗液传感器，其中，光学模块包括多个光源，多个光源发射处于不同波长的光。
[0157]
4、根据1至3中任一项所述的可穿戴汗液传感器，其中，除了确定目标分析物浓度之外，一个或多个处理器还配置成根据一个或多个光学信号来确定用户的心率和/或spo2。
[0158]
5、根据1至4中任一项所述的可穿戴汗液传感器，其中，光学模块包括多个光检测器，多个光检测器配置成检测处于不同波长的光。
[0159]
6、根据1至5中任一项所述的可穿戴汗液传感器，其中，一个或多个处理器配置成基于一个或多个光学信号的两个不同波长分量的比值来确定用户的目标分析物浓度。
[0160]
7、根据1至6中任一项所述的可穿戴汗液传感器，其中，所述分析物中的一种分析物是氢离子，并且其中，至少一个传感器层包括对ph敏感的聚合物层。
[0161]
8、根据7所述的可穿戴汗液传感器，其中，对ph敏感的聚合物是聚苯胺。
[0162]
9、根据1至8中任一项所述的可穿戴汗液传感器，其中，所述分析物中的一种分析物是葡萄糖，并且其中，至少一个传感器层包括对葡萄糖做出响应的水凝胶。
[0163]
10、根据9所述的可穿戴汗液传感器，其中，水凝胶包括聚丙烯酰胺，与3-(酰胺基)苯硼酸一起聚合的n,n
′‑
亚甲基双丙烯酰胺。
[0164]
11、根据9或10所述的可穿戴汗液传感器，其中，葡萄糖响应性水凝胶包括纳米金颗粒。
[0165]
12、根据11所述的可穿戴汗液传感器，其中，纳米金颗粒具有600nm的吸收峰。
[0166]
13、根据1至12中任一项所述的可穿戴汗液传感器，其中，至少一个传感器层包括聚合物层，聚合物层具有结合到聚合物层的、适配体共轭的纳米金颗粒，所述适配体能够特定地结合到目标分析物。
[0167]
14、根据13所述的可穿戴汗液传感器，其中，目标分析物是皮质醇。
[0168]
15、根据1至14中任一项所述的可穿戴汗液传感器，可穿戴汗液传感器包括多个传感器层，多个传感器层各自配置成检测所述一种或多种分析物中不同的目标分析物。
[0169]
16、根据1至15中任一项所述的可穿戴汗液传感器，其中，所述传感器层中的至少一个传感器层包括多个区域，多个区域各自配置成检测所述一种或多种分析物中不同的目标分析物。
[0170]
17、根据1至16中任一项所述的可穿戴汗液传感器，其中，波长分量包括红光分量和红外分量。
[0171]
18、根据1至17中任一项所述的可穿戴汗液传感器，其中，至少一个传感器层包括多个区域，多个区域各自具有不同的厚度和/或不同的表面纹理和/或不同的掺杂剂水平。
[0172]
19、根据2至18中任一项所述的可穿戴汗液传感器，其中，至少一个传感器层附接到脉搏血氧计或者与脉搏血氧计成一体。
[0173]
20、根据19所述的可穿戴汗液传感器，其中，至少一个传感器层形成脉搏血氧计的保护层。
[0174]
21、根据1至20中任一项所述的可穿戴汗液传感器，可穿戴汗液传感器包括用于将支撑部附接到用户的带、夹子以及粘合层中的一个或多个。
[0175]
22、根据1至21中任一项所述的可穿戴汗液传感器，其中，一个或多个处理器配置成基于所确定的ph水平来生成警报。