**摘要**
在保持柔性多孔纤维垫高电导率的同时，不牺牲其透气性和物质传输能力，对于可穿戴设备和器官接口生物电子设备而言仍然是一个关键的挑战。在此，我们报道了一种金纳米网格-热塑性聚氨酯（AuNM-TPU）纤维垫，该材料在高度多孔的电纺结构中整合了导电网络。通过一种催化的低速化学沉积策略，实现了均匀且贯穿整个纤维垫厚度的金纳米网格的形成，同时保留了多孔纤维网络。金纳米网格均匀地覆盖了TPU微纤维，保持了纤维垫固有的贯穿厚度多孔结构和开放孔道，从而实现了超过89%的孔隙率保持率。AuNM-TPU纤维垫具有极高的水蒸气透过率（接近原始TPU的95%）、稳定的分子渗透性、优异的机械延展性以及在重复变形下的稳定电性能。电化学表征显示，该材料具有快速的电子转移动力学、低电荷传输电阻，以及比其几何面积大27倍的电化学活性表面面积，性能优于商业金网格电极。作为功能演示，我们通过半胱氨酸连接器将超氧化物歧化酶固定到金纳米网格上，实现了对超氧化物的选择性电化学检测。这种生物传感器能够检测到97纳米的浓度，并对常见的电活性干扰物具有很强的抗性。这些结果表明，AuNM-TPU是一种适合柔性生物电子设备和生物传感应用的透气、机械韧性高且性能优异的纳米网格平台。
**1 引言**
先进的柔性生物电子设备通过跟踪温度、pH值、生物电位和物理化学生物标志物等生理信号，提供了连续的健康监测[1]。这些系统通过向用户和临床医生提供可靠、准确和连续的数据流，促进了个性化医疗、远程医疗和实时诊断[2]。材料的发展推动了这些技术的进步，这些材料不仅具有电学功能，还具有透气性、适应性，并能适应人体生物力学[3]。对于与皮肤接口的可穿戴生物设备而言，需要能够模拟皮肤机械特性的材料平台，同时保持气体和水分交换，并能在反复的机械变形下不降低性能[4]。在现有的材料平台中，基于纤维的电纺垫因其优异的柔韧性和延展性、高表面积以及促进透气性和舒适性的天然孔隙率而脱颖而出[1]。热塑性聚氨酯（TPU）由于其弹性、在循环变形下的耐用性以及与用于软设备和执行器的纤维多孔结构的生物相容性，已在柔性可穿戴系统中得到广泛应用[5-7]。这些纤维网络紧密模仿了天然皮肤的结构和力学特性，允许气体和液体交换，同时减少了长时间使用时的刺激[1]。然而，电纺垫通常由非导电聚合物（如TPU）制成，因此需要在纤维内部或表面加入导电材料以实现电荷传输，以满足生物电子应用的需求[8, 9]。最近，为了赋予电纺纤维垫电导率，主要采用了溅射或蒸发表面金属化、加入导电聚合物（如PEDOT:PSS或PANI）以及在聚合物纤维中嵌入碳基填料（包括碳纳米管或石墨烯）的方法[10]。然而，这些方法往往需要较高的填料负载或厚涂层，这会损害纤维的柔韧性，降低孔隙率，并限制长期的电性能和机械稳定性[11]。尽管这些方法能够实现基本的电学功能，但由于阴影效应，物理金属涂层通常只停留在多孔纤维网络的表面，导致贯穿厚度的电导率不均匀，并阻碍气体和液体的传输路径。尽管导电聚合物和复合纤维在机械上具有顺应性，但与金属网络相比，它们的电导率通常较低，电化学稳定性也较差，特别是在长期变形和潮湿操作条件下[8]。基于模板的金纳米纤维或纳米网格系统也已被研究，但通常涉及复杂的制造工艺，并且在厚多孔垫中的金属化程度有限[12]。使用微制造仪器生产的薄金属膜涂层可以改善导电性，但通常也只停留在表面[13]。传统的金属化方法（如溅射、热蒸发或金属墨水印刷）适用于平坦或轻微纹理的表面，但在复杂的多孔结构上难以实现均匀覆盖[10]。因此，涂层往往只停留在表面，导致内部纤维未被覆盖，从而阻碍气体和液体的传输路径。这种不完全的渗透会导致电导率不均匀、弯曲时的耐久性差，以及垫子的柔软性和延展性丧失[11]。为了解决这些问题，化学沉积提供了一种多功能的方法，可在三维多孔结构中无需外部电源实现均匀的金属沉积[12, 14, 15]。此外， Galvanic电化学沉积过程具有显著的工业优势，包括成本效益高的大规模生产、操作简便性，以及通过多次重复使用批次实现可持续的金属涂层方法。特别是金，由于其优异的电导率、化学稳定性和生物相容性，以及通过金-巯基化学支持生物分子固定的能力而非常具有吸引力[16, 17]。然而，快速沉积动力学可能导致过度生长和孔隙堵塞，限制了厚纤维垫的均匀金属化[18, 19]。为了克服这些限制，我们采用了一种低速催化的化学沉积策略，使用温和的还原剂和稳定的金离子复合物，实现了在多孔电纺网络中逐渐且均匀的金生长，同时保持了开放孔结构和机械顺应性[12, 19]。通过控制沉积速率的催化化学沉积过程，我们成功实现了多孔电纺垫的贯穿厚度金属化。这种控制的金属化方法能够在不密封孔隙或使纤维变硬的情况下实现完全的贯穿厚度覆盖，从而克服了导电纤维垫中常见的电导率与透气性之间的 trade-offs[12, 14]。纳米结构化的金基底不仅提供了电导率，还充当了酶固定的重要支架，有效地将惰性基底转化为活性生物传感器[20, 21]。非织造金纤维垫的高表面积和高效的电子转移特性使其成为固定酶（如超氧化物歧化酶SOD）的理想选择，SOD能够将超氧化物转化为可检测的电活性氧化还原分子，从而提高传感的选择性和灵敏度[19]。超氧化物阴离子是一种活性氧（ROS）物种，是心血管疾病、炎症和癌症等氧化应激的关键指标[22, 23]。然而，由于这些短寿命物种的瞬态性质和低浓度，检测它们具有挑战性[24]。常见的超氧化物检测方法包括基于荧光的探针、化学发光检测和电子顺磁共振（EPR），但这些方法通常依赖于间接或离体测量，存在时间分辨率有限、探针不稳定性或其他活性物种的干扰等问题[22-25]。基于固定SOD的电化学生物传感器可以实时直接检测超氧化物；然而，已报道的系统通常在可拉伸或多孔基底上的灵敏度有限、线性范围窄或稳定性降低[26-28]。在这里，我们报道了使用催化的低速化学沉积工艺制备的透气和可拉伸的金纳米网格-热塑性聚氨酯（AuNM-TPU）纤维垫。可控的金生长实现了复杂纤维网络的均匀贯穿厚度金属化，同时保持了孔隙率和机械韧性。所得到的可拉伸AuNM-TPU电极具有高电导率、大的电活性表面积、高透气性和强大的酶固定能力。值得注意的是，SOD功能化的AuNM-TPU电极对超氧化物具有敏感和选择性的电化学检测能力，电子转移动力学快（k0 ≈ 1.79 s−1），检测限约为97纳米，并且在生理相关范围内表现出高度线性的响应。事实上，这项研究介绍了一种柔性、耐用且透气的AuNM-TPU平台，用于集成ROS传感功能。基于纤维的结构与精心设计的化学沉积相结合，弥合了材料舒适性和功能性能之间的差距，代表了柔性生物电子接口在连续健康监测方面的重大进展。
**2 结果与讨论**
**2.1 低速催化化学沉积AuNM-TPU的研究：概念、制备和SOD/Cys功能化**
在金属沉积过程中保持三维纤维结构对于维持多孔模板的基本性能至关重要，特别是在需要透气性和流体传输的生物传感和可穿戴应用中[12]。图1A展示了三种主要化学沉积模式（均匀沉积、异质沉积和催化异质沉积）在应用于电纺纤维垫等复杂多孔基底时的理论能量曲线和实际挑战[12, 15]。在均匀化学沉积中，金属离子（例如Au3+）在溶液中完全还原，这需要最高的活化能（Ea1），因为缺乏催化表面[11]。这种不受控制的批量还原会产生随机胶粒，导致聚集和不可控制的沉积，可能阻塞纤维垫的开放孔结构，严重限制均匀性和浴液寿命（浴液老化）[12, 19]。正如Muench等人指出的，这种不稳定性限制了均匀沉积方法在纤维基底上的实际应用[12]。异质沉积直接在基底的表面功能基团上引发金属生长，部分降低了活化能（Ea2）。然而，如果没有局部催化剂，这种模式往往会导致优先在容易接触的外部区域沉积，而狭窄的凹陷孔道则会出现试剂耗尽[12, 15]。这会产生不均匀的涂层、有限的渗透性和不必要的孔道堵塞——增加了孔隙率和柔韧性的风险[12, 18]。相比之下，催化异质化学沉积将催化剂种子（例如Au或Pd）引入基底表面，以定位还原反应。这种催化进一步降低了活化能（Ea3），使得只在活性位点实现自催化的氧化还原循环[12, 14]。通过采用精心控制的低速催化异质沉积过程，我们保持了电纺TPU垫的开放孔结构和机械完整性，同时实现了连续的金纳米网格覆盖，如图1A所示。这种方法直接解决了多孔软模板化学沉积时典型的挑战。图1B展示了AuNM-TPU垫的制备步骤。首先，使用行星式离心混合器将金前体（HAuCl4）均匀分散在TPU溶液中，确保金离子在整个聚合物基质中的均匀分布。然后将这种混合良好的溶液电纺成纳米纤维垫，形成预先加载有金离子的连续多孔纤维网络。接下来，新纺制的纤维经过初始种子处理——浸入硼氢化钠（NaBH4）溶液中4小时，以减少嵌入的金离子，在纤维及其表面形成分布均匀的金纳米晶核。通过稀盐酸洗涤去除剩余的还原剂，然后用去离子水彻底冲洗以保持化学稳定性。为了在整个纤维垫上实现连续且均匀的金涂层，进行了低速催化异质化学沉积（Au-ELP）过程。Au-ELP包括在含有HAuCl4（aq.）的温和酸性镀浴中重复浸没，然后加入柠檬酸，并进一步用H2O2还原。在酸性氯化物介质中，HAuCl4·3H2O主要以平面四方形[AuCl4]−复合物的形式提供Au(III)，其中水解和配体交换受到限制[25]。在H2O2存在下，Au(III)迅速还原，沉积的Au0进一步催化还原（自催化），经常在多孔基底上形成大量纳米颗粒和表面过度生长[26]。柠檬酸（CH2COOH-C(OH)COOH-CH2COOH; H3Cit）通过部分螯合Au(III)（作为H2Cit−/HCit2−）来缓解这些效应，降低了游离Au(III)的活性并调节了还原电位[23]。在pH约为3.7且柠檬酸浓度较低的条件下，Au(III)主要保持氯化物配位，但包含足够的混合配体Au–citrate物种（例如[Au(citrate)(Cl)2]2−），以足够慢的速度抑制还原，延缓表面聚集[28]。这种受控的机制允许Au物种在还原前渗透纤维网络，形成保持孔隙率和透气性的三维均匀纳米网格。与Turkevich–Frens柠檬酸沸腾方法不同，我们的H2O2驱动的浴在室温下在种子纤维上操作，实现了表面催化的体内金属化，同时避免了过多的H2O2分解和聚合物软化导致的过度生长[29, 30]。受控的多循环沉积确保了金属生长的逐渐和均匀，有效地渗透了纤维网络，同时避免了孔道堵塞或表面过度生长。这种方法保持了纤维垫的高孔隙率和透气性——实现了高导电路径，同时保留了垫子的机械柔韧性和适用于可穿戴生物传感的能力。图1C显示了在多次Au-ELP循环过程中纤维垫的颜色变化过程。为了克服浸没时水分吸收导致的宏观结构变化，垫子被预先拉伸了约5%。从0循环时的浅粉色逐渐变为多次沉积后的闪亮金属金色，清楚地显示了坚固、均匀的金纳米网格形成的视觉特征。这一演变反映了受控Au-ELP过程在保持底层结构完整性的同时实现完全三维金属化的有效性。**图1** 在图表查看器中打开（PowerPoint）
**AuNM-TPU纤维的降低速率Au-ELP工艺概述及其SOD/Cys功能化过程。** (A) 多孔纤维基制版的电化学镀层相对活化能量和关键挑战的示意图：均匀镀层会产生不受控制的颗粒；无催化的异质镀层可能导致不均匀生长和孔洞堵塞；催化的异质镀层在保持孔隙结构的同时实现均匀、选择性的涂层。 (B) 显示AuNM-TPU纤维垫及其随后用半胱氨酸（Cys）和超氧化物歧化酶（SOD）功能化的工艺流程图。 (C) 在0、4、6、8和10次ELP循环后AuNM-TPU纤维垫的照片图像，显示随着金沉积量增加颜色逐渐变化（刻度尺，5 mm）。在活性氧（ROS）中，超氧阴离子（）是氧化应激的早期、有信息量的指标；然而，它在水中寿命短暂，迅速转化为O2和H2O2，其电化学特征容易被抗坏血酸、尿酸盐、亚硝酸盐和生理介质中的pH变化所掩盖[31, 32]。因此，有效的检测需要具有快速质量传输、低阻抗和分子选择性的接口[33]。为了开发可靠且灵敏的传感器，AuNM-TPU随后被用自组装的半胱氨酸（2-氨基-3-巯基丙酸；Cys）功能化，接着固定了SOD酶。自组装的Cys单层是在用Au-ELP镀金的静电纺纱纤维上形成的。Cys的巯基与金发生共价键合，形成了一种超薄、亲水的两性界面，保持了垫子的孔隙率和润湿性[34]。暴露的胺基和羧基末端为蛋白质附着提供了锚定点，并有助于维持天然水合作用，而短的分子长度最小化了H2O2传导的电子传递距离，保持了低界面阻抗[35]。Cys SAM还提高了循环变形下的界面粘附性，并有助于减少与裸金相比的非特异性吸附，从而在使用过程中稳定随后的酶层[33, 36]。选择超氧化物歧化酶（SOD）作为识别元件，因为它对具有内在特异性，并以接近扩散控制的速度催化歧化（催化效率约109 m−1 s−1）[37]。金属酶SOP能高效地将两个转化为一个O2分子和一个H2O2分子，这些都是电活性分子。该响应可被SOD抑制，提供了内部特异性控制。与直接氧化还原探针（例如细胞色素c）不同，基于SOD的传感系统对生理介质中常见的电活性干扰物具有显著较低的敏感性[38]。结合这种共形的、高表面积与体积比的、低阻抗的Au纳米网格，这种生物界面实现了快速的质量传输和对短暂ROS的亚秒级检测。这种配置将镀金的纤维垫转变为一个能够选择性和灵敏检测ROS的活性生物传感界面。以下部分将探讨通过Au-ELP工艺制造的AuNM-TPU垫的工艺参数的系统优化及其所得性能。AuNM-TPU表现出与块状金电极相当的连续电导率和电化学特性。此外，结果详细介绍了开发的AuNM-TPU传感器的生物传感特性，确立了它们在生物医学应用中的潜在功能可靠性，例如皮肤上的电化学分析。**
**2.2 AuNM-TPU纤维非织造静电纺纱垫的制造和表征**
**图2A** 显示了Au-ELP之前的Au种子TPU纤维的SEM图像。Au种子纤维表面均匀分布着金颗粒，这些颗粒源于溶剂蒸发（DMF/THF）过程中氯金酸的部分结晶[39]。相应的Au种子TPU垫显示平均纤维直径为525 ± 226 nm，具有完整的、随机定向的微纤维非织造结构。EDS元素映射（图2B）确认了分布均匀的金颗粒，这些颗粒在Au-ELP过程中充当了金生长的催化核化位点[39]。定量图像分析显示表面覆盖率约为15.1%，平均颗粒大小为6 ± 1.3 nm，而EDS光谱（图2C）表明在此阶段金占总组成的1.7 wt.%。要在这样一个多孔、高纵横比的纤维网络中实现均匀的金覆盖，需要仔细控制镀层动力学，以避免表面过度生长和孔洞堵塞[12]。因此，我们应用了降低速率的催化异质Au-ELP工艺，重复进行了10次慢速镀层循环，以促进金在整个垫子内部的渐进和均匀生长[40]。图2D展示了纤维垫的明显视觉变化。最初颜色较浅的Au种子TPU垫逐渐变为金属金色，表明金属沉积成功且完整。图2E展示了10次Au-ELP循环后的SEM图像，显示形成了一层连续的金层，完全包裹了每根TPU纤维，而没有阻碍纤维网络的孔隙结构。这种逐循环降低速率的沉积策略保持了镀层试剂的开放扩散路径，同时确保了深入渗透和均匀覆盖。因此，整个垫子的表面都保持了电导连续性，验证了形成了一个相互连接的导电网络。纤维直径分析（图2E插图）显示平均纤维直径从525 ± 226 nm（Au种子）增加到850 ± 146 nm（AuNM-TPU），意味着平均金层厚度约为160 nm。EDS元素映射（图2F）进一步确认了整个纤维基质中金的连续覆盖。图2G的横截面SEM图像显示，金涂层在弹性TPU核心周围形成了一个坚固的、共形的壳，强调了强的粘附性和结构完整性。这种纳米结构的金外壳不仅赋予了高的电导率，还增加了有效表面积——这对于电化学应用是一个优势。使用FT-IR光谱（图2H）进行的光学表征显示，与纯TPU和Au种子TPU纤维的光谱不同，AuNM-TPU纤维没有显示聚合物吸收特征的功能基团，表明整个TPU纤维表面被金层完全包裹。残留的TPU信号的缺失支持了完全金属化的结论[41]。这一观察与横截面SEM图像一致，证实了降低速率、多循环镀层方法在实现精确纳米网格形成时不损害纤维形态的有效性。最后，EDS元素分析（图2I）确认金是完全镀层纤维中的主导元素，占约92.4%，而XRD表征（图2I插图）显示了与面心立方（FCC）金晶体结构的（111）、（200）、（220）和（311）平面对应的四个独特衍射峰，其中（111）峰占主导——这与通常报道的金纳米结构的首选生长方向一致[42]。降低速率的催化异质Au-ELP显著推进了在复杂结构基底上的活性材料沉积，适用于柔软的纤维生物电子学。通过实现可拉伸纳米纤维垫的精确、深入和均匀的金属化，同时保留了其关键的多孔结构，这一工程策略有效弥合了高电导率和透气性之间的差距，这是下一代可穿戴生物电子系统的关键组合。
**2.3 AuNM-TPU的表面形态和质量传输行为**
**进行了全面的结构和功能表征，以验证降低速率的Au-ELP工艺是否保持了TPU垫的3D纤维结构。** 图3A展示了AuNM-TPU垫的AFM图像，突出了良好的纤维形态，具有开放的中等尺度孔隙且没有孔洞堵塞。表面粗糙度测量（图3B）显示，Ra值从纯TPU纤维的1.879 ± 0.558 µm降低到Au种子纤维的0.909 ± 0.108 µm，经过Au-ELP后进一步降低到0.873 ± 0.098 µm。这种初始下降可能反映了修改后的静电纺纱动力学，因为调整后的溶液导电率和粘度促进了更平滑、更均匀的纤维[5]。进一步的降低证实了金涂层紧密贴合纤维的纳米级拓扑结构，而没有掩盖整体几何形状。图3C提供了代表性纤维截面的完整粗糙度剖面图，进一步说明尽管在Au种子化和Au-ELP后细微的峰谷特征变得稍微平滑，但整体纤维轮廓和相互连接的架构仍然完全保持。这些结果共同表明，对沉积速率的刻意控制防止了过度生长或孔洞堵塞，保持了对于可靠透气性和传感器功能至关重要的多孔高表面积结构。孔隙率测量（图3D）进一步确认了纤维网络的扩散路径得到了保留。通过重量分析和直接几何测量，通过比较包括TPU和金组分在内的总纤维体积与整个样品体积来计算孔隙率[43]。孔隙率测量显示，Au种子TPU垫和Au-ELP处理过的垫子的孔隙率分别为90.0%（±3.88%）和89.2%（±3.29%），两者之间没有统计学上的显著差异。这种轻微的下降可能是由于在纤维表面形成了共形的金层，同时保持了相互连接的空隙空间的畅通。结合粗糙度结果，这些值确认了镀层过程保留了垫子的可访问路径，这对于保持透气性基底中的流体和气体交换至关重要。水接触角（WCA）测量提供了有关Au-ELP过程如何修改表面润湿性的额外见解。如图3E,F所示，纯TPU纤维表现出高且稳定的接触角139.42 ± 5.26°，与其固有的疏水性质和粗糙的静电纺纱形态一致，这支持了Cassie–Baxter润湿机制[44]。将HAuCl4加入纺纱溶液中将WCA降低到122.76° ± 1.18°，可能是由于纤维表面更平滑以及残留的离子物种增加了表面极性。经过Au-ELP后，WCA进一步降低到83.68 ± 3.5°，10秒内略微下降到80°，这突出了金纳米网格的高表面能量在促进水资源扩散中的影响[45]。这种提高的润湿性表明，金纳米网格不仅提供了电导率，还改善了流体相互作用——这是需要可靠液体接触的生物电子界面的一项重要特性。水蒸气传输率（WVTR）结果证实，这种改进的润湿性和金属化并没有损害透气性。如图3G所示，开放样品和所有三种纤维垫（TPU、Au种子TPU和AuNM-TPU）在七天内的累积水分损失相当，而TPU聚合物膜显著限制了蒸汽通过。定量WVTR值进一步支持了这些发现（图3H）。测量显示开放样品（自然水蒸发）的值为616.62 ± 2.47 g cm−2 day−1，TPU垫为605.03 ± 1.95 g cm−2 day−1，Au种子TPU为612.42 ± 2.83 g cm−2 day−1，完全金属化的AuNM-TPU为581.72 ± 1.86 g cm−2 day−1。相比之下，TPU膜的WVTR仅为249.01 ± 1.37 g cm−2 day−1。AuNM-TPU保留了超过95%的原始WVTR，表明金层没有阻碍水分传输。这一特性对于可穿戴或植入式电子设备至关重要，因为管理水分积聚对于舒适性、皮肤健康和长期传感器可靠性至关重要[46, 47]。最后，通过确定葡萄糖扩散（图3I–L）评估了开发的AuNM-TPU的质量传输特性，证实了垫子对小分子保持功能渗透性。Franz电池装置（图3I）和温度控制的水夹套（图3J）允许在生理条件下精确确定小分子通过多孔膜的扩散系数[48]。如图3K所示，所有三种纤维垫（厚度约35 ± 3.6 µm）在60分钟内允许葡萄糖通过膜传输，没有因金镀层而出现显著下降。尽管样本之间没有观察到统计学上的显著差异，但计算的扩散系数从TPU的3.29 ± 0.32 × 10−5 cm2 s−1略微但一致地增加到Au种子TPU的3.56 ± 0.45 × 10−5 cm2 s−1，再到AuNM-TPU的3.78 ± 0.93 × 10−5 cm2 s−1（图3L）。改进的亲水性和更高的表面能使得金纳米网更加有效地让葡萄糖通过膜层，同时不会妨碍开放的孔隙网络。保持这种功能性的扩散性对于诸如皮肤生物传感等应用至关重要，在这些应用中，需要快速传输分析物以实现可靠的实时检测[49]。总体而言，这些结构、渗透性和润湿性的结果表明，对沉积动力学进行精确控制能够保持纤维网的3D结构及其关键的质传输性能。通过集成可调的表面粗糙度、高孔隙率、定制的亲水性以及无障碍的蒸汽和分子扩散路径，AuNM-TPU平台为下一代柔性生物电子设备提供了坚固且适应性强基础。由此产生的结构和功能完整性为工程化纤维网以满足可穿戴健康监测、生物集成传感器和其他需要同时维持透气性、舒适性和性能的植入式生物传感器的特定生物医学应用建立了多功能框架。图3在图查看器中打开PowerPoint
AuNM-TPU纤维网的表面形态和传输行为。(A) 光学轮廓图显示AuNM-TPU纤维的表面粗糙度。(B) 粗糙度曲线数据显示了TPU、Au种子TPU和AuNM-TPU纤维的水平高度测量值。(C) TPU、Au种子TPU和AuNM-TPU的平均粗糙度(Ra)值的条形图（***p < 0.001；Tukey的事后分析）。(D) Au种子TPU和AuNM-TPU膜的孔隙率测量结果，各组之间没有显著差异（ns，p > 0.05；Tukey的事后分析）。(E) TPU、Au种子TPU和AuNM-TPU膜随时间变化的水接触角(WCA)测量。(F) TPU、Au种子TPU和AuNM-TPU的WCA值的条形图（*p < 0.05；**p < 0.01；Tukey的事后分析）。(G) TPU、Au种子TPU、AuNM-TPU和TPU薄膜样品7天内的水分损失测量。(H) TPU、Au种子TPU、AuNM-TPU和TPU薄膜样品的水蒸气透过率(WVTR)（ns，p > 0.05；Tukey的事后分析）。(I) Franz电池的示意图，显示了供体和受体室（由PermeGear Incorporated提供，并经许可使用）。(J) Franz电池相互连接的图像，通过水 jacket在37°C下提供循环水。(K) 葡萄糖在TPU、Au种子TPU和AuNM-TPU膜中的扩散情况随时间变化。(L) TPU、Au种子TPU和AuNM-TPU膜的扩散系数，各组之间没有显著差异（ns，p > 0.05；Tukey的事后分析）。
2.4 AuNM-TPU纤维机械和电性能
为了评估AuNM-TPU纤维的综合机械延展性和电稳定性，进行了单轴拉伸测试，拉伸速率恒定为2分钟^-1，使用25牛顿的力传感器（n = 5），样品长度为12毫米，宽度为4毫米，厚度为35微米。图4A显示了AuNM-TPU纤维的应力-应变行为以及相对电阻变化(ΔR/R0)。AuNM-TPU纤维在断裂应变约为62%之前仍能持续延伸，具有几乎线性的应力-应变曲线，并且没有明显的屈服平台。断裂应变是根据机械失效时的应变确定的。图S1展示了原始TPU、Au种子TPU和AuNM-TPU纤维的比较拉伸应力-应变曲线，表明金属化逐渐减少了延伸性，同时保持了显著的机械柔顺性。有限的延展性可能是由于坚硬的互连金纳米网限制了底层聚合物基质的变形，同时在适度应变下保持了电连续性[50, 51]。相应的电阻响应显示了两个不同的区域：在初始应变范围（0%–15%）内，ΔR/R0几乎保持恒定，证实了在轻微拉伸下的稳定导电路径。超过15%的应变后，ΔR/R0逐渐增加，在50%应变时达到约20，并在接近失效时急剧上升，这表明随着纤维延伸超过金涂层的固有应变限制，导电纳米网逐渐被破坏[52, 53]。这种在低变形下的应变不敏感响应对于经历适度皮肤拉伸或弯曲的可穿戴应用至关重要[54]。图4B进一步说明了这一稳定区域，显示导电网络能够承受日常运动而不会出现显著的信号波动。为了量化整体电性能，使用四线配置（n = 9）测量了AuNM-TPU纤维的导电性，以最小化接触电阻。得到的平均导电率为1.78 × 10^6 S m^-1，相当于纯金的大约4.34%，超过了典型的柔性金涂层聚合物系统的值[52]。这表明的低速无电镀技术在多孔纤维网中形成了连续均匀的导电网络。通过使用机械切割并直接粘贴在人体皮肤上的AuNM-TPU条带点亮LED（图4C），进一步展示了实际导电性和机械柔顺性。该垫子通过轻轻湿润皮肤并让其干燥，无缝贴合到曲面上，实现了牢固的粘附而无需额外的粘合剂[55, 56]。值得注意的是，LED在手指弯曲过程中仍然能够正常工作，表明在实际变形条件下接触牢固且导电性不受影响。AuNM-TPU纤维在重复加载下的 durability通过长期循环测试得到了证实。如图4D所示，这些垫子在室温下经历了5000次15%的拉伸-释放循环。相对电阻在最初几次循环中仅有轻微偏移，但总体上保持稳定，所有循环的总变化不到3%。这种轻微的不可逆偏移是纳米结构导体的典型特征，反映了轻微的应力松弛或微观结构重排[55]。关键的是，电阻振荡在幅度和形状上保持一致，如插图所示的最后五个循环所示，表明导电网络在整个测试过程中保持了完整性。同时，在固定4毫米半径下的循环弯曲测试（图4E）也显示了同样可靠的性能，ΔR/R0的变化在5000次弯曲循环中保持在2%以下。没有观察到突然的跳跃或显著偏移，如图4E的插图进一步说明，表明纤维网络和贴合的金涂层能够承受反复的弯曲而不会分层或断裂。这些结果证实了AuNM-TPU纤维具有强大的机械耐用性和身体上的粘附性。这一特性对于需要在反复弯曲或关节活动过程中保持稳定性能的表皮设备尤为重要[57, 58]。为了将AuNM-TPU纤维的性能与之前报道的研究进行比较，表S1总结了代表性的导电静电纺丝系统示例，包括溅射涂层金属纤维、导电聚合物纤维（如PEDOT:PSS和PEDOT）和碳化PAN纳米纤维。这种比较强调了与可穿戴生物电子学相关的关键参数，如电导率、延展性以及可用的透气性相关属性。尽管传统的金属真空涂层方法（如溅射）可以提供快速的金属化途径，但其视线性质可能会限制在厚多孔纤维网络内的均匀涂层。相比之下，当前的低速无电镀技术能够在三维静电纺丝支架中实现均匀的金属化，同时保持孔隙率和可扩展的湿法加工兼容性。图4在图查看器中打开PowerPoint
AuNM-TPU纤维的机械和电性能。(A) AuNM-TPU纤维垫的应力-应变曲线及其相对电阻变化(ΔR/R0)。(B) AuNM-TPU纤维垫的电阻变化与应变的函数关系。(C) 为LED供电的AuNM-TPU纤维垫的照片（刻度条，30毫米）。(D) AuNM-TPU纤维垫在5000次15%循环拉伸过程中的电阻变化（插图显示最后五个循环的放大视图）。(E) AuNM-TPU纤维垫在4毫米半径下5000次循环弯曲过程中的电阻变化（插图显示最后五个循环的放大视图）。(F) 每30秒电压增加1伏时AuNM-TPU纤维垫的温度变化；插图显示夹在玻璃滑块之间的AuNM-TPU电路的照片（刻度条，3毫米）。(G) AuNM-TPU纤维垫在0伏电压连接电源时的红外图像，显示温度约为23°C。(H) AuNM-TPU纤维垫在10伏电压连接电源时的红外图像，显示温度约为193°C。(I) 在施加5伏电压60秒后AuNM-TPU纤维垫的SEM图像（刻度条，1微米）。Joule加热测试进一步展示了AuNM-TPU纤维垫的实际导电性和均匀性。图4F显示了当施加电压每30秒增加1伏时表面温度的变化，最终在10伏时达到约193°C的稳定峰值。AuNM-TPU垫保持了其宏观结构完整性，即使经过电加热也没有出现燃烧迹象。在操作前（图4G）和操作中（图4H）拍摄的红外图像显示了均匀的热分布，没有局部热点，证实了导电金纳米网在3D纤维网络中的连续性。在5伏电压下加热60秒后的SEM图像（图4I）显示纤维微观结构保持完整，没有可见的裂纹或分层，表明在操作条件下的热稳定性。这种纤维状、均匀镀层的金基底可以通过输入电压控制提供可调节的局部加热，适用于可穿戴热疗、局部刺激或在医学安全范围内支持温度敏感的生物传感反应[59]。总体而言，这些结果表明AuNM-TPU纤维垫成功结合了强大的机械延展性、稳定的电导率、持久的皮肤粘附性和可靠的热性能，同时保持了其多孔结构。这种多功能性使它们成为下一代柔性生物电子设备、皮肤安装的加热器和符合性的体温监测系统的有希望的候选者，适用于现实世界的生物医学和可穿戴应用[60]。
2.5 AuNM-TPU纤维的电化学表征
对AuNM-TPU纤维进行电化学表征对于评估纳米结构金网络如何在机械变形过程中支持电荷传输和保持导电性能至关重要——这是它们作为柔性生物传感电极使用的基本要求。为了确认它们的电化学活性及其作为AuNM-TPU纤维机械变形功能的电性能，进行了一系列循环伏安法（CV）、电化学阻抗谱（EIS）和扩散控制H池测试。图5A显示了AuNM-TPU电极在5毫米 potassium ferricyanide (K3Fe(CN)₆ (aq.) 溶液中的CV响应，扫描速率从5到225 mV s^-1。在接近0.23 V（Epc，阴极峰电位）和0.32 V（Epa，阳极峰电位）处始终观察到明确定义的对称氧化还原峰，即使在较高的扫描速率下峰位也没有明显偏移。这种稳定性表明了快速且可逆的电子传输，证实了均匀镀层的金纳米网在动态条件下提供了高效的氧化还原界面和强大的电化学性能。为了进一步量化电子传输阻力，进行了EIS并与商用Au网电极进行了比较（图5B）。Nyquist图显示，AuNM-TPU纤维垫在高频率下展现出显著较小的半圆，表明其电荷传输阻力（Rct）低于商用Au网电极[61]。这一结果直接支持了这一结论：3D纤维结构中的互连金层促进了更有效的电荷传输，与传统的平面网电极相当或更好。为了评估电活性表面积的差异，在0.1 m H2SO4中进行了CV测试，分别针对AuNM-TPU和商用Au网电极（图5C）。AuNM-TPU垫显示出显著更高的还原峰（Ip = −8.42 mA cm^-2 vs. −0.834 mA cm^-2）和积分还原电荷（Qred = 5.10 × 10^-3 C vs. 4.67 × 10^-4 C），同时保持了几乎相同的峰电位。从积分电荷可以确定AuNM-TPU垫的总活性表面积约为13.15 cm²，大约是其几何面积的27倍，约为参考Au网电极的11倍[62]。这种显著增加凸显了纤维纳米网设计在提供高密度活性位点方面의优势[63]。除了静态测试外，还评估了AuNM-TPU在机械变形下的电化学稳定性。与器官或软组织接触的纤维电极会经历持续的应变和曲率变化，这些变化会动态改变孔径、迂曲度、厚度和润湿性[64]。这些形态变化可能会改变质量传输限制的电流和电子传输动力学，或者引入模仿生化信号的动态伪影[65]。因此，我们通过量化氧化还原可逆性、电荷传输阻力和在定义的变形状态下的厚度传递扩散来建立AuNM-TPU纤维的机械电化学基线。图5D显示了在增加单轴拉伸应变（0%–30%）下记录的CV曲线。CV曲线保持一致，峰电位和峰宽都没有显著变化，表明导电路径在拉伸过程中保持完整[49, 60]。图5E量化了相应的氧化峰电流，这些电流在统计上没有变化（p > 0.05，n = 3，单向ANOVA），显示了纤维垫的延展弹性电化学性能。AuNM-TPU电极在1到15毫米半径弯曲下的电化学性能（图5F）。在所有曲率下，CV曲线几乎保持相同，这证实了保形的金涂层能够在不破坏氧化还原行为的情况下适应弯曲。图5G总结了量化的峰电流，结果显示在不同弯曲条件下没有显著差异（p > 0.05，n = 3，单向ANOVA），进一步证明了纤维垫在反复弯曲下的机械和电化学耐久性。最后，为了探究通过3D多孔膜的质量传输，采用了H型电池配置（图5H）。在这种设置中，AuNM-TPU垫作为工作电极，将两个腔室分开，左腔室含有电活性物质K3[Fe(CN)₆]，右腔室包含1X PBS以及对电极和参比电极。如图5I中的安培计迹线所示，当向左半腔室加入铁氰化物时，安培计响应立即出现一个-1.378 mA的电流峰值，随后在大约3小时后逐渐衰减到稳态值-0.52 mA，表明达到了质量传输控制的平衡状态[66]。这种时间依赖性的衰减反映了铁氰化物离子通过多孔纤维的传输导致了从反应控制相到扩散控制平衡相的电化学响应转变。此外，图5J–L中的光学图像进一步可视化了扩散过程：（图5J）加入铁氰化物之前，（图5K）加入后立即，以及（图5L）达到平衡时。膜上逐渐变化的黄色证实了铁氰化物通过AuNM-TPU垫的扩散，这与电化学结果一致。这些结果共同表明，AuNM-TPU纤维垫结合了高电活性表面积、低电荷传输阻力、出色的机械柔顺性和优异的渗透性。这些特性共同满足了下一代柔性可拉伸电极在可穿戴生物传感或能量存储系统中的关键要求[3]。特别是，AuNM-TPU垫在拉伸和弯曲变形下的稳定可靠的电化学行为突显了它们实时、准确和精确监测生物标志物的能力[2]。这在与动态、可拉伸或弯曲的器官表面（如皮肤）上的电化学生物传感器集成时，相比传统的刚性或平面电极具有独特优势[4]。
图5：打开图查看器 PowerPoint
AuNM-TPU纤维垫的电化学表征。(A) 在5 mM铁氰化钾溶液中，不同扫描速率下AuNM-TPU电极的CV响应。(B) AuNM-TPU电极与商用金网电极的电化学阻抗谱图对比。(C) 在0.1 mM H2SO4溶液中，扫描速率为100 mV s−1时，AuNM-TPU电极与商用金网电极的CV响应对比；插图显示了商用金网电极的照片（比例尺，4 mm）。(D) 在不同拉伸程度下，AuNM-TPU电极在5 mM铁氰化钾溶液中的CV响应。(E) 在不同拉伸程度下，AuNM-TPU电极在5 mM铁氰化钾溶液中相应的氧化峰电流；(n = 3, p > 0.05，单向ANOVA).(F) 在不同弯曲半径下，AuNM-TPU电极在5 mM铁氰化钾溶液中的CV响应。(G) 在不同弯曲半径下，AuNM-TPU电极在5 mM铁氰化钾溶液中相应的氧化峰电流；(n = 3, p > 0.05，单向ANOVA).(H) AuNM-TPU纤维垫在H型电池中的电化学装置示意图。(I) 在H型电池中，AuNM-TPU纤维垫在铁氰化钾溶液中的安培计响应随时间的变化；照片插图显示了铁氰化物（黄色）通过纤维垫的扩散过程（比例尺，30 mm）。
2.6 酶促AuNM-TPU生物传感器的表征和电化学性能用于超氧化物检测
超氧化物（ROS）是一种与氧化应激、炎症和代谢功能障碍高度相关的活性物质，但其短暂的寿命和低生理水平使其成为最难以通过电化学方法检测的物质之一。因此，在AuNM-TPU平台上展示超氧化物检测功能，为评估电极的催化效率、电子传输动力学和质量传输特性提供了一个严格的基准。纤维状的多孔金纳米网提供了较高的酶负载能力和快速的扩散路径，特别适合用于通过超氧化物歧化酶（SOD）检测超氧化物。为了将AuNM-TPU垫开发成功能性的超氧化物生物传感器，通过半胱氨酸连接器将SOD固定在金纳米网表面，使得酶的氧化还原中心与导电的金网络之间的电子传输成为可能。这种固定依赖于已建立的硫醇基团与金表面之间的共价键合，形成SOD/Cys/AuNM-TPU电极。半胱氨酸连接器通过强Au–S化学吸附自组装到金纳米网上，形成一层稳定且超薄的单层[36]。这一层保持了纳米网的孔隙性，并提供了末端胺基和羧酸基团，这些基团可以根据pH值和激活条件通过静电或共价相互作用作为SOD附着的锚点[33]。这种配置有利于SOD的活性Cu2+/Cu+辅因子与其导电金基底之间的电子传输。类似的固定策略已被证明可以促进电子传输并保持金电极上的酶活性[33]。检测机制基于SOD对超氧化物的催化歧化作用，在此过程中，铜中心在Cu2+和Cu+氧化还原状态之间可逆循环。超氧化物与固定酶的相互作用诱导铜中心的顺序还原和再氧化，产生氧气和过氧化氢，同时实现与下方金纳米网的快速电子交换。当超氧化物自由基与固定酶反应时，一个分子将Cu2+中心还原为Cu+，另一个分子将其重新氧化为Cu2+，从而产生快速电子交换，这些电子通过金纳米网传输到外部电路[37]。产生的电流与局部超氧化物浓度成正比，实现了实时定量检测。由于酶促反应具有高度特异性和扩散控制性，电化学响应选择性地反映了超氧化物的活性，同时最小化了其他氧化还原活性物质的干扰。该反应可以通过SOD的变性或活性位点阻断来抑制，从而确认测量到的电流源自酶促的超氧化物转化而非非特异性氧化还原反应[33]。为了实验验证酶促检测界面的成功构建，对SOD/Cys/AuNM-TPU电极的形态和元素组成进行了表征。如图6A所示，SEM成像证实酶固定后AuNM-TPU垫的纤维形态保持完整，保持了对于传感器性能至关重要的高表面积纳米网结构。元素映射（图6B–D）进一步验证了成功的酶固定，显示了沿纤维清晰的、共定位的金、铜（Cu）和锌（Zn）信号。Cu和Zn作为超氧化物歧化酶（SOD）的必需辅因子，直接证明了酶的整合。具体而言，Cu参与催化超氧化物自由基向氧气和过氧化氢的歧化反应[33]。同时，Zn对于酶的结构稳定性和正确折叠至关重要，支持电极表面持续的酶活性[33, 35]。此外，与之前关于金表面上硫氨酸连接SOD的发现类似，这些辅因子的保留表明固定保留了酶的天然构象和氧化还原可访问性，这对于与金纳米网的高效电子传输至关重要[21, 33]。首先在5 mM PBS中通过CV评估了功能化纤维的电化学行为（图6E）。SOD/Cys/AuNM-TPU电极显示出明确的氧化还原峰，而未添加SOD的Cys修饰对照电极几乎没有响应。这证实了固定的SOD保留了其基于Cu的活性中心，且Cys有效地促进了酶与金纳米网之间的直接电子传输[35, 67]。为了展示实际的超氧化物检测能力，在生成超氧化物之前和之后，在氧饱和PBS中进行了CV测试（图6F）。超氧化物的存在导致阳极和阴极峰电流明显增加，表明固定的SOD保持了其催化活性并能够介导超氧化物的氧化还原转化[67]。在图6G,H中，阳极峰电流随扫描速率线性增加，表明氧化还原过程是表面限制的而非扩散控制的。这种由吸附控制的行为通过在5 mM PBS中以5–200 mV s−1的扫描速率进行CV测量得到了进一步证实，表明固定的SOD与金纳米网保持了高效的电子传输。同时，阴极峰电位（Ep）随扫描速率的增加而正向移动，这是准可逆氧化还原系统的特征。根据Laviron的模型[67]，通过将Ep对ln v作图确定了一个线性关系，斜率（m）可以得到系统的动力学参数[68]。假设电荷传输系数（α）为RT/mnF，并且SOD中的Cu中心进行单电子转移，标准异质电子传输速率常数（k0）计算为1.79 s−1。这个值超过了或至少与许多关于平面金基底上单层固定SOD的报告值相当[68, 69]，突显了3D纳米网结构所支持的增强电子传输能力（表1）。动力学的提高可能归因于Cys中的–NH2和–COO−官能团在分子层面提供的相互作用，这些官能团促进了SOD在纳米结构金表面的强定向固定[35, 68]。通过硫氨酸锚定基团功能化的纤维AuNM表面，可能促进了SOD的强定向固定，同时保持了活性位点的可访问性，从而实现了高效的电子传输率。潜在机制在图6I中进行了总结。超氧化物阴离子通过SOD在纤维表面的催化作用被氧化为氧气，SOD的Cu中心与金纳米网之间发生了直接电子交换。为了进行定量检测，在0.3 V下进行了安培计测量，同时逐步添加超氧化物。为了模拟生理相关条件，在氧饱和条件下使用黄嘌呤–XOD酶系统原位生成超氧化物。XOD对黄嘌呤的定量氧化提供了与XOD浓度成正比的连续、可量化的超氧化物通量，遵循已建立的酶动力学[33, 70]。如图6J所示，电流随着每次添加超氧化物的增加而逐步增加，插图校准曲线在2.5–22 µm范围内表现出极好的线性，检测限约为97 nm（S/N = 3）。根据校准曲线的斜率和几何电极面积（4 × 4 mm2），计算出SOD/Cys/AuNM-TPU传感器的灵敏度为11.46 µA µm−1 cm−2。表1总结了本传感器与之前基于纳米结构电极和酶固定策略的超氧化物生物传感器的电化学性能对比。所得到的校准曲线（图6K）证实了安培计电流与XOD浓度之间的明显线性相关性，表明传感器输出可靠地跟踪了实时的酶促ROS生成。这一响应验证了固定的SOD保持了催化活性，并能够有效地与金纳米网通信，将超氧化物氧化事件转化为电信号。最后，评估了SOD/Cys/AuNM-TPU电极对常见电活性干扰物的选择性，包括0.5 mM尿酸、抗坏血酸和亚硝酸盐；0.1 mM多巴胺和过氧化氢；以及5 mM葡萄糖（图6L）。这些电活性干扰物均未引起显著的电流响应，而超氧化物始终产生了强烈的信号，这突显了SOD功能化和稳定酶固定的卓越分子选择性[38]。总体而言，通过硫氨酸介导的固定将SOD整合到AuNM-TPU纳米网上，产生了一个分层结构的电活性生物界面，既保持了机械灵活性又保持了催化完整性。结构和组成分析确认了酶的均匀分布和纤维形态的保持，而电化学表征证明了通过SOD的Cu活性中心的有效直接电子传输[33, 35]。生物传感器对超氧化物表现出强烈且选择性的安培计响应，具有亚微摩尔级的检测灵敏度、优异的线性和来自生理相关物质的微不足道的干扰。这些共同特性——高电活性表面积、快速电荷传输、酶稳定性和出色的选择性——突显了AuNM-TPU平台作为下一代柔性可拉伸生物传感器的潜力，用于实时检测动态生物环境中的活性氧物种。图6：在图查看器或PowerPoint中打开
SOD/Cys/AuNM-TPU纤维的特性和电化学性能。(A) SOD/Cys/AuNM-TPU纤维的SEM图像（刻度尺，1 µm）。(B–D) EDS元素映射图像显示了SOD/Cys/AuNM-TPU电极上(B)金、(C)铜和(D)锌的分布（刻度尺，500 nm）。(E) 在5 mm PBS溶液中，SOD/Cys/AuNM-TPU电极和Cys/AuNM-TPU电极在100 mV/s扫描速率下的CV响应。(F) 在含有和不含有O2的PBS溶液中，SOD/Cys/AuNM-TPU电极在100 mV/s扫描速率下的CV响应。(G) 在5 mm PBS溶液中，SOD/Cys/AuNM-TPU电极在不同扫描速率下的CV响应。(H) 校准曲线显示了阳极峰电流与扫描速率之间的线性关系。(I) 示意性图表说明了SOD/Cys/Au涂层TPU电极用于电化学检测的机制。(J) 在连续添加[物质]后，SOD/Cys/AuNM-TPU电极在0.3 V下的代表性安培响应；插图显示了电流响应与[物质]浓度之间的关系。(K) 在向黄嘌呤溶液中连续添加XOD后，安培响应与[物质]生成量之间的线性关系。(L) 为了评估选择性，SOD/Cys/AuNM-TPU电极对各种物质(UA、DA、葡萄糖、H2O2、AA、NO2−)的代表性安培响应。
表1：SOD/Cys/AuNM-TPU生物传感器与先前报道的基于SOD的超氧化物传感器的电化学性能比较。
| 应用电位 (V) | 灵敏度 (nA µm−1 cm−2) | 线性范围 (µm) | 检测限 (nm) | k0 (s−1) | 参考文献 |
|------------|------------------|-------------|-------------|-----------|---------|
| Au/Cys/SOD | 0.3 | 24 000 | 0.013–0.13 | 1.2 | [74] |
| GNP/Cys/SOD | 0.21 | 未报道 | 0.2–1.6 | 未报道 | [75] |
| AuSN/SOD | 0.25 | 24.5 | 0.2–220 | 100 | [76] |
| AuRN/SOD | 0.25 | 18.9 | 0.35–168 | 200 | [77] |
| AuPN/SOD | 0.25 | 22.3 | 0.26–207 | 100 | [67] |
| Au/Cys/sol–gel/SOD | 0.1 | 未报道 | 0.05–0.4 | 3.4 | [78] |
| SOD/Cys/Au SE | 0.25 | 2400 | 0.2–2 | 50 | [68] |
| SOD/Cys/AuNM-TPU | 0.3 | 11460 | 2.4–22 | 97 | 本工作 |
3 结论
在这项工作中，我们展示了通过控制速率的无电镀金工艺可以在多孔TPU纤维垫上制备出坚固、保形的纳米金网涂层，同时完全保持其结构孔隙性、透气性和柔韧性。系统的表征证实，AuNM-TPU垫具有高水蒸气透过率和小的代谢分子扩散性，这对于可透气可穿戴设备至关重要。纳米网结构即使在显著的机械应变和反复弯曲下也能提供稳定的电导率和电化学功能，突显了其在表皮应用中的实际适用性。尽管这种方法非常有效，但目前需要多个连续的镀金和冲洗周期——本工作中大约十个周期——以确保纳米网的均匀覆盖并防止不必要的金聚集，这增加了制造时间和准备成本。重要的是，通过Cys连接剂成功固定了SOD，扩展了该平台对活性氧物种(ROS)的实时电化学检测功能。由此产生的生物传感器展现了对于超氧化物阴离子的灵敏和选择性检测，干扰极小，展示了这种多功能架构在生物分析和诊断应用中的潜力。尽管其传感性能对生物医学应用非常前景广阔，但由于酶的变性或电极界的生物污染，性能可能会随时间逐渐下降。展望未来，未来的工作将专注于简化镀金化学过程，以实现较少步骤中的可控低速沉积，并进一步提高设备在生理环境中的长期稳定性。此外，未来的工作还将扩展功能化策略，以实现其他生物相关物种（如一氧化氮、过氧化氢）的体内多重检测，并探索可扩展的图案化和集成方法，以实现完全可穿戴或可植入的形式。凭借在高导电性、保形柔韧性和可调生物活性方面的全面进步，这种AuNM-TPU平台为下一代可拉伸和紧密集成的生物电子设备奠定了基础。
4 实验（材料和程序）
4.1 材料
热塑性聚氨酯（TPU，TECOFLEX SG-80A）购自The Lubrizol Corporation（美国俄亥俄州）。四氢呋喃（THF）、N,N-二甲基甲酰胺（DMF）和尿酸（UA）购自ThermoFisher Scientific（马萨诸塞州沃尔瑟姆）。三水合氯化金(III)（HAuCl4·3H2O）、硼氢化钠（NaBH4）、盐酸（HCl）、柠檬酸（CA）、过氧化氢（H2O2，35%）、硫酸（H2SO4）、亚铁氰化钾(III)（K3[Fe(CN)₆）、氯化钾（KCl）和磷酸盐缓冲盐水（PBS，OmniPur 10X）、超氧化物歧化酶（SOD，来自牛红细胞，S7571）、黄嘌呤（X7375）和黄嘌呤氧化酶（XOD，来自牛奶，X1875）购自Sigma–Aldrich。D-葡萄糖无水物、氢氧化钠（NaOH）、多巴胺盐酸盐（DA）、亚硝酸盐离子（）和L-抗坏血酸（AA）购自VWR（宾夕法尼亚州拉德纳）。L-半胱氨酸（C3H7NO2S）购自Spectrum Chemical Corp（加利福尼亚州加德纳）。
4.2 电纺Au种子TPU纤维
使用台式电纺装置（MSK-NFES-3，MTI Corporation，美国）制备了Au种子TPU纤维。将HAuCl4/TPU溶液装入15.65 mL注射器，并通过聚四氟乙烯（PTFE）管（内径=2 mm，外径=4 mm）注入连接到25号不锈钢针头中以形成纤维结构。电纺过程在水平设置中进行，针头对准以300 RPM旋转的芯轴收集器，针尖到芯轴的距离为12 cm，并在15 kV的施加电压下进行。TPU溶液通过在DMF:THF（9:1 v/v）溶剂中溶解16 wt.% TPU并在室温下搅拌过夜来制备。然后通过向TPU溶液中加入5 wt.% HAuCl4来制备HAuCl4/TPU溶液，随后在行星式离心机（ARM-310，Thinky Corp，日本）中以2000 RPM混合2分钟后进行电纺。
4.3 在Au种子TPU纤维上的金沉积
首先将Au种子TPU纤维浸入1 mm NaBH4溶液中4小时，然后用稀释的HCl和去离子水彻底清洗。还原后，通过重复进行的控制速率催化的异质Au-ELP在Au种子纤维上进行金金属化。将Au种子纤维浸入含有25.5 µm HAuCl4的水溶液150 mL中，并放置在轨道摇床上以50 rpm的速度摇晃。在纤维保持浸入状态并持续摇晃的同时，加入1 mL 0.226 m柠檬酸以引发络合，混合物静置5分钟。随后分两次加入300 µL过氧化氢，每次之间间隔30分钟。纤维在同一溶液中孵育30分钟，然后转移到新的金清洗溶液中。这个沉积循环重复10次以确保均匀的金金属化。一旦金沉积完成，AuNM-TPU纤维通过循环伏安法（CV）在−0.4到+1.4 V（vs. Ag/AgCl）之间进行电镀，直到获得稳定的循环伏安图。最后，纤维用去离子水彻底冲洗，干燥，并在室温条件下储存以备 further 使用。
4.4 用半胱氨酸和SOD修饰AuNM-TPU纤维
AuNM-TPU纤维通过硫醇化自组装单层（SAMs）[33]进行功能化。新制备的AuNM-TPU纤维浸入脱氧的1 mm Cys溶液中，并在室温下真空环境中孵育1小时。孵育后，用去离子水彻底清洗纤维以去除任何非化学结合的Cys，形成Cys-SAM修饰的AuNM-TPU纤维表面（Cys/AuNM-TPU纤维）。为了固定SOD酶，Cys/AuNM-TPU纤维在室温下以50 rpm的轨道摇晃中浸泡在1 µm Zn-Cu SOD中12小时，然后用去离子水轻轻冲洗。样品在4°C下保持水分直到使用。
4.5 AuNM-TPU垫的表面分析
使用Hitachi SU5000变压扫描电子显微镜（VP-SEM）分析AuNM-TPU纤维的表面形态和元素组成。SEM图像在10 kV的加速电压下获取，而能量分散X射线光谱（EDS）在15 kV下进行以表征元素分布。成像过程中保持5 mm的工作距离以确保最佳的分辨率和对比度。通过使用Theta Lite光学张力计（Biolin Scientific）测量水接触角来评估纤维垫的润湿性。小心地将4 µL去离子水滴到纤维垫表面，并记录接触角随时间的变化以评估表面亲水性和动态润湿行为。使用Alpha II FTIR光谱仪（Bruker Optics Inc.）分析纤维垫样本的表面化学组成。样品放置在铂金刚石晶体上，并通过衰减全反射（ATR）收集光谱数据。每个样品使用64次扫描进行分析。
4.6 AuNM-TPU垫的孔隙率和渗透性测试
使用重量分析法确定AuNM-TPU垫的孔隙率，同时考虑了TPU基体和金涂层。如方程（1）所示，根据测量的质量和每种材料的已知密度计算总纤维体积（VFiber），而总体样本体积（VSample）是通过直接几何测量获得的。然后通过比较样本内的空隙分数得出孔隙率（φ）。总纤维体积是使用方程（1）确定的，其中(WTPU)和(WAu)分别代表TPU和金的重量，(ρTPU)和(ρAu)是它们的材料密度。样本孔隙率（φ）如方程（2）所示计算。
AuNM-TPU垫的水蒸气透过率（WVTR）通过重量分析法评估，随后进行7天的时间分辨质量损失分析。为每种样本类型准备了三个小瓶，包括电纺纤维TPU垫、Au种子TPU、AuNM-TPU、TPU薄膜和一个开放小瓶（对照）。每个小瓶装有固定体积的水，并用相应的样本密封，然后放置在相对湿度（RH）为40%–48%和环境温度为22°C的控制环境中7天（T）。记录每个小瓶的初始质量，并每隔12小时测量后续质量以确定累积损失的质量（mWL）。此外，还测量了每个样本的表面积（A）和厚度（t）以考虑样本尺寸的变化。WVTR（g cm−2day−1）使用方程（3）计算。
4.7 通过Franz扩散细胞系统[48]确定葡萄糖在纤维垫中的扩散系数（D）。对每种纤维类型（TPU、Au种子TPU和AuNM-TPU）测试了三个样本。使用具有扁平研磨接头的9 mm透明盖Franz细胞和4 mL悬浮受体体积进行扩散实验。受体室装满4 mL PBS，而供体室包含1 mL D-葡萄糖无水物（2000 mg dL−1），并用Parafilm密封以防止蒸发。纤维垫样本放置在供体室和受体室之间并牢固固定。在进行实验之前测量了每个纤维垫的厚度。为了维持生理条件，将37°C的循环水浴连接到Franz细胞的加热室以确保扩散过程中的温度稳定。允许葡萄糖从供体室扩散到受体室1小时，每10分钟测量一次葡萄糖浓度。在每个时间间隔，从受体室提取10 µL样本并放置在Contour测试条上，使用Contour Next EZ Blood Glucose Monitoring System测量葡萄糖浓度。扩散系数（D）使用下方显示的方程（4）计算：
4.7 AuNM-TPU纤维垫的机械和电学性能评估
使用配备25 N力计的ESM303 Mark-10机械测试系统评估AuNM-TPU垫的延展性和结合性（n = 5），测试在2 min−1的应变率下进行。通过制备不同长度和宽度的样本并在玻璃载玻片上平坦放置来进行AuNM-TPU纤维垫的电导率测量。使用KEYSIGHT数字万用表进行电学表征，以确保准确性并消除接触电阻效应。使用方程（5）计算Au涂层TPU纤维垫的电阻率（ρ）：横截面积（A）是通过纤维垫的宽度与厚度的乘积来确定的，根据横截面扫描电子显微镜（SEM）成像的结果，厚度约为30微米。纤维覆盖率（x）通过重量分析计算得出为10.1%，这一方法在之前的孔隙率章节中有详细描述。该计算假设纤维垫中的所有纳米纤维都通过电连接在一起，形成了一个连续的导电网络。
4.8 AuNM-TPU纤维垫的电化学分析
所有的电化学分析都是使用CH Instruments 660E电位计进行的。循环伏安法（CV）在含有5毫摩尔铁氰化钾（KCl）的1摩尔盐酸钾（KCl）溶液中进行，扫描速率范围为5至250毫伏每秒（mV s−1）。此外，还在100毫摩尔硫酸（H2SO4）溶液中以100毫伏每秒的扫描速率进行了额外的CV测量。电化学实验装置包括AuNM-TPU纤维垫作为工作电极（WE），铂丝作为对电极（CE），以及Ag/AgCl（3摩尔KCl）电极作为参比电极（RE）。安培测量在H型电解池中进行，其中AuNM-TPU纤维垫被放置在左右两个腔室之间作为工作电极，而对电极和参比电极位于右侧腔室，两个腔室都充满了50毫摩尔的磷酸盐缓冲液（PBS）。系统稳定后，向左侧腔室加入含有50毫克铁氰化钾的50毫升PBS溶液，并记录由此产生的电流响应，以观察铁氰化物通过纤维垫扩散到右侧腔室的过程。
4.9 使用黄嘌呤-XOD系统评估SOD/Cys/AuNM-TPU传感器的电化学性能
为了评估SOD/Cys/AuNM-TPU生物传感器的超氧化物检测性能，采用了酶促黄嘌呤-黄嘌呤氧化酶（XOD）系统作为可控且连续的超级氧化物种生成源。这种方法能够在温和的水性条件下定量生成超级氧化物，非常适合用于传感器校准。实验在5毫升氧气饱和的磷酸盐缓冲液（PBS，pH 7.5）中进行，通过通入高纯度氧气来调整pH值。实验中使用了6.31毫升的黄嘌呤溶液以确保底物过量，同时将温度维持在25°C以保持XOD的酶活性。电化学实验装置包括SOD/Cys/AuNM-TPU纤维垫作为工作电极（WE），铂丝作为对电极（CE），以及Ag/AgCl（3摩尔KCl）作为参比电极（RE）。在氧气饱和条件下，XOD催化黄嘌呤氧化为尿酸，同时将分子氧还原为超氧化物，反应方程式如下（6）[70-73]：
生成的超氧化物会自发地发生歧化反应，生成氧气和过氧化氢，如方程式（7）所示：
由于超氧化物具有高度反应性和短暂的存在时间，其生成与分解之间的动态平衡决定了可用于电化学检测的稳态浓度[70, 72]。超氧化物的生成速率（v1）和歧化速率（v2）可以按照方程式（8）表示：
其中k1和k2分别是超氧化物生成和歧化的速率常数（k1 = 2 s−1；k2 = 1.5 × 10^5 m−1 s−1）[71, 73]。在稳态条件下（v1 = v2），超氧化物的浓度由方程式（9）给出：
根据制造商提供的数据（来自牛乳的XOD，Sigma–Aldrich X1875），这种酶的比活性为0.4 U mg−1，最低蛋白质浓度为5 mg mL−1，相当于每单位活性大约8.62纳米的酶。将速率常数代入方程式（8）后得到一个比例常数，其值为3.95 µm (mL mU−1/2)^(1/2)，可以将XOD活性（单位为mU/mL）直接转换为超氧化物浓度（单位为µm）。这一定量框架为校准SOD/Cys/AuNM-TPU生物传感器的安培响应提供了可靠的基础，确保了电化学检测的准确性和可重复性。
4.10 统计分析
统计评估通过ANOVA和Tukey事后分析进行，组间差异的显著性通过R软件中的t检验确定。作者贡献
J.B.设计了实验，负责制备、数据收集和分析工作。A.K.监督了整个项目并提供了概念指导。J.B.和A.K.共同撰写了手稿。所有作者都审阅并批准了最终版本的手稿。致谢
作者感谢宾汉姆顿大学分析诊断实验室（ADL）和健康科学核心设施（HSCF）的工作人员提供的技术支持。本研究得到了美国国家科学基金会（NSF CAREER CBET # 2238173）的支持。作者还感谢小型系统集成与包装卓越中心（S3IP）以及Ho基金会对本研究的支持。
4.10 统计分析
统计评估采用方差分析（ANOVA）和Tukey的事后分析方法，组间差异的显著性通过t检验进行判断，数据分析使用R软件完成。作者贡献
J.B.负责实验设计、样品制备、数据收集及分析工作；A.K.负责项目监督并提供概念指导。J.B.和A.K.共同撰写了实验报告。所有作者均审核并最终通过了报告的版本。致谢
作者感谢宾汉姆顿大学分析诊断实验室（ADL）和健康科学核心设施（HSCF）的技术支持。本研究得到了美国国家科学基金会（NSF CAREER CBET # 2238173）的资助，同时也得到了小型系统集成与包装卓越中心（S3IP）及Ho基金会的支持。作者声明没有利益冲突。数据可用性声明
本研究的相关数据可应合理要求向通讯作者索取。
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