尿素（CO(NH₂)₂）是存在于人体液体（如尿液、血液和汗液）中的一种重要有机化合物，正常血清中的尿素浓度为2.5–7.5 mM [1]。尿素浓度超过30 mM可能表明存在严重的健康问题，如肾功能障碍 [2] [3]。除了临床意义外，尿素还应用于乳制品生产、渔业、食品加工和制药等行业 [4]。因此，准确可靠的尿素检测至关重要。尽管传统的分析方法已经成熟，但它们耗时、成本高昂，并且需要具备专业技能的人员来操作 [4]。相比之下，生物传感器提供了快速、灵敏且用户友好的替代方案。特别是电化学生物传感器，因其高灵敏度、快速响应和微型化的潜力而受到青睐 [5]。
已经开发了多种电化学尿素生物传感器，采用的方法包括安培法 [6]、伏安法 [7] 和电位法 [8]。其中，伏安法因其高灵敏度、特异性、连续监测能力以及在单次测量中能够检测多种具有不同特征电位的化合物而具有优势 [9]。酶生物传感器对于尿素检测尤其有效，因为脲酶能够高效催化尿素水解为铵离子和碳酸氢根离子，这些离子可以通过电化学方法轻松检测 [10]。
酶电化学生物传感器的效率在很大程度上取决于酶与电极表面之间的电子转移。在电极制备过程中加入介体可以显著提高电子转移效率。此外，将酶固定在换能器表面上是一个关键因素，因为它既能保持酶的结构和活性，又能增强传感器的稳定性和性能。近年来，纳米材料被广泛用于修饰电极表面以提高生物传感器的性能。这些材料包括碳基纳米结构（如碳纳米管和氧化石墨烯）、金属纳米颗粒、导电聚合物以及金属有机框架（MOFs）[11]。这些材料具有独特的化学和物理性质，包括较大的表面积与体积比、高反应性、化学稳定性和催化能力 [12] [13]。
MOFs是一种由无机金属节点和有机连接剂通过配位共价键连接的混合材料。由于其优异的性能，这些结构在多种应用中显示出潜力，包括气体吸附与分离、催化、生物医学成像、药物递送和传感 [14]。这些性能包括较高的孔隙率、较大的表面积、可定制的结构 [14]、易于功能化以及可调的电学和物理化学性质 [15] [16]。这些特性使得MOFs非常适合用于电极表面修饰。
多项研究强调了MOFs在酶生物传感中的潜力。例如，Wang等人 [17] 使用铜基MOFs（Cu-MOFs）和酪氨酸酶开发了一种用于检测双酚A的酶电化学生物传感器。Cu-MOF的三维结构和较大的表面积增强了酶的负载量和双酚A的吸附能力，从而实现了高灵敏度、低检测限和快速响应时间。此外，MOFs还被用作生物传感器中的信号放大平台。由NH₂-MIL-53(Al)和G4-血红素组成的酶标签显示出强烈的过氧化氢催化活性，实现了对结核病的敏感检测 [18]。
尽管MOFs具有许多优点，但其有限的导电性和在水环境中的不稳定性限制了其在电化学生物传感器中的广泛应用。为了克服这些限制，一种有效的策略是将MOFs与导电材料（如黑磷、碳基纳米结构和金属纳米颗粒）结合 [19]。例如，电活性黑磷纳米片（BPNSs）与锰掺杂的镍MOFs [20] 以及BPNSs与铁氰化物掺杂的ZIF-67 [21] 的协同作用显著提高了复合材料的导电性。同样，掺杂了铁氰化物和Ketjen黑的ZIF-8框架与金纳米颗粒结合后，在玻璃碳电极（GCE）上表现出增强的电化学信号响应 [22]。此外，含有碳纳米管的MOF基复合材料显示出协同效应，提高了酶活性和传感器灵敏度 [23]。例如，ZIF-67(Co)/多壁碳纳米管复合材料改善了辣根过氧化物酶的固定效果，并提高了过氧化氢检测的灵敏度 [24]。
尽管基于Cu-MOF的导电复合材料（包括Ag@Cu-MOF [25]、AuNPs@Cu-MOF [26]、氧化石墨烯/Cu–MOF [27]、CuNi-MOF@还原氧化石墨烯 [28] 和石墨烯量子点/Cu-MOF [29]）在多种电化学传感应用中表现出了良好的性能，但这些系统主要针对其他分析物或非酶传感方案进行了研究。迄今为止，它们在用于尿素检测的酶电化学生物传感器中的应用（尤其是结合导电纳米材料以克服MOFs本身较低的导电性）尚未有报道。在本研究中，Cu-MOF被用作酶固定基质，以改善电极表面的脲酶负载量和界面稳定性。为了克服MOFs的导电性限制，引入了单壁碳纳米管（SWCNTs）以促进电子转移并抑制信号衰减。所制备的CS-SWCNTs/Cu-MOF生物传感器在伏安法尿素检测方面的性能（包括分析性能、操作稳定性、选择性和实际应用性）进行了系统评估，并与其先前报道的尿素传感平台进行了比较。
