實時生化監(jiān)測在個性化醫(yī)療與疾病診斷中至關(guān)重要。纖維電化學傳感器因微型化和生物相容性優(yōu)勢，成為可穿戴設(shè)備的理想載體。然而，傳統(tǒng)表面功能化制備策略導致兩大瓶頸：一是活性材料易從高曲率纖維表面剝離，在動態(tài)生物環(huán)境中（如組織形變、體液浸泡）出現(xiàn)機械退化，導致監(jiān)測失效；二是涂層均勻性難以控制，批次性能差異高達80%，阻礙規(guī)?；瘧谩?/p>

復旦大學彭慧勝院士、孫雪梅副教授團隊開發(fā)了一種通用共擠出策略，通過將活性材料與導電聚合物PEDOT:PSS懸浮液共擠出，實現(xiàn)柔性纖維電化學傳感器的連續(xù)化制備。該技術(shù)使活性材料均勻嵌入互穿導電聚合物網(wǎng)絡(luò)，形成穩(wěn)定界面結(jié)構(gòu)。所得傳感器在復雜生物環(huán)境中表現(xiàn)出卓越的穩(wěn)定性與一致性（性能偏差<5%），成功應用于小鼠皮下過氧化氫（H?O?）動態(tài)監(jiān)測及腦內(nèi)抗壞血酸（AA）長達14天的連續(xù)追蹤

圖1揭示了共擠出纖維傳感器（EFS）的革新性結(jié)構(gòu)。傳統(tǒng)涂層傳感器（圖1a-i）的活性材料易因彎曲或摩擦脫落，而EFS（圖1a-ii）通過活性材料與聚合物網(wǎng)絡(luò)的均勻融合，從根源解決結(jié)構(gòu)失穩(wěn)問題。制備流程（圖1b）顯示：將活性材料（如MnO?納米顆粒）、PEDOT:PSS、二甲基亞砜（DMSO）及十二烷基苯磺酸（DBSA）混合擠出至硅膠管，經(jīng)自發(fā)凝膠化、水洗和干燥，形成直徑42.31±0.52 μm的連續(xù)纖維（圖1c）。50組EFS的直徑與彎曲剛度偏差均<5%（圖1d），SEM圖像（圖1f-g）和錳元素分布圖（圖1h）證實活性材料在纖維截面均勻分散，構(gòu)建了穩(wěn)定的多孔電化學活性界面。

圖1：共擠出纖維傳感器（EFS）的制備與結(jié)構(gòu) a) 傳統(tǒng)涂層纖維傳感器（i）與EFS（ii）示意圖。EFS將活性材料均勻嵌入導電聚合物網(wǎng)絡(luò)，在復雜環(huán)境中具有卓越穩(wěn)定性。 b) EFS制備流程：將含DBSA的PEDOT:PSS溶液與DMSO、活性材料混合后擠入硅膠管，經(jīng)自發(fā)凝膠化、洗滌和干燥成型。 c) 連續(xù)生產(chǎn)的EFS卷軸照片。 d) 50個EFS-H?O?的直徑（左）和彎曲剛度（右）分布。 e) EFS纏繞在毛細管表面的柔性展示。 f,g) EFS-H?O?截面的掃描電鏡圖像。 h) EFS-H?O?截面錳元素的均勻分布能譜圖。

圖2驗證了EFS的卓越性能。以過氧化氫傳感器（EFS-H?O?）為例，其電化學活性面積（10.03 cm2/cm2）遠超涂層傳感器（1.24 cm2/cm2）（圖2a）。在-0.4 V電壓下，對1 mM H?O?的響應電流達87.57 μA/cm2，靈敏度提升近10倍（圖2b-c）。50組EFS靈敏度偏差僅4.9%（圖2e），遠優(yōu)于涂層傳感器的80%（圖2f）。經(jīng)1000次彎曲（半徑2.5 mm）和摩擦循環(huán)后，靈敏度衰減<10%（圖2g-j），且在PBS中浸泡14天性能無顯著下降（圖2k-l），凸顯其機械與環(huán)境穩(wěn)定性。

圖2：EFS的電化學傳感性能、一致性與穩(wěn)定性 a) 涂層碳纖維H?O?傳感器（CFS-H?O?）與EFS-H?O?結(jié)構(gòu)對比。 b) CFS-H?O?和EFS-H?O?對同濃度H?O?的電流響應。 c) 兩種傳感器的靈敏度對比（n=50）。 d) EFS-H?O?的階梯電流響應（插圖為電流隨H?O?濃度變化）。 e,f) 50個EFS（e）與CFS（f）的靈敏度分布。 g,h) 彎曲1000次后EFS-H?O?的阻抗（g）及靈敏度變化（h）。 i,j) 摩擦1000次后阻抗（i）與靈敏度變化（j）。 k,l) PBS浸泡14天中的阻抗（k）與靈敏度變化（l）。

圖3展示了技術(shù)的普適性。通過更換活性材料，團隊成功制備抗壞血酸傳感器（EFS-AA，圖3a）與葡萄糖傳感器（EFS-Glucose，圖3d）。EFS-AA對AA的線性檢測范圍為1-600 μM（圖3b），選擇性排除神經(jīng)遞質(zhì)干擾（圖3c）；EFS-Glucose在0.1 M NaOH中對葡萄糖靈敏度達198.80 μA/mM/cm2（圖3e），經(jīng)Nafion修飾后有效抵抗抗壞血酸和尿酸干擾（圖3f）。二者在動態(tài)形變和長期浸泡中均保持性能穩(wěn)定（圖3g-i）。

圖3：共擠出策略的普適性 a) EFS抗壞血酸傳感器（EFS-AA）結(jié)構(gòu)示意圖。 b) EFS-AA的電流響應（插圖為電流隨AA濃度變化）。 c) EFS-AA的抗干擾性能測試。 d) EFS葡萄糖傳感器（EFS-Glucose）結(jié)構(gòu)示意圖。 e) EFS-Glucose的電流響應（插圖為電流隨葡萄糖濃度變化）。 f) EFS-Glucose的抗干擾性能測試。 g-i) EFS-AA和EFS-Glucose經(jīng)彎曲（g）、摩擦（h）及浸泡（i）后的靈敏度保持率。

圖4證實了活體應用潛力。EFS植入小鼠皮下7天后，周圍組織無炎癥反應（圖4a-b），實現(xiàn)皮下H?O?動態(tài)監(jiān)測（圖4c），并在按壓、彎曲和摩擦干擾下保持信號穩(wěn)定（圖4d）。更突破性的是，植入大腦的EFS-AA連續(xù)工作14天，對抗壞血酸的響應電流振幅無衰減（圖4e-g），為慢性神經(jīng)疾病研究提供新工具。

圖4：EFS的體內(nèi)生化物質(zhì)長期監(jiān)測 a,b) 小鼠皮下植入EFS-H?O?一周后的H&E染色（a）和免疫組化染色（b），藍色（DAPI）標記細胞核，綠色（F4/80）標記巨噬細胞。 c) 皮下H?O?監(jiān)測示意圖。 d) 動態(tài)變形下實時監(jiān)測H?O?的穩(wěn)定性（左：按壓；中：彎曲；右：摩擦）。 e) 腦內(nèi)AA雙半球監(jiān)測示意圖。 f) 植入7天內(nèi)AA實時監(jiān)測曲線。 g) 植入后7天EFS-AA對AA注射的電流響應變化。

前景展望

該共擠出策略為高性能纖維電化學傳感器的規(guī)?；a(chǎn)開辟了新路徑。未來通過活性材料拓展與多纖維集成，有望實現(xiàn)單根纖維的多功能監(jiān)測，推動可穿戴醫(yī)療設(shè)備在健康管理與慢性病研究中的落地應用。

來源：高分子科學前沿