生物电子学将电子系统与活组织整合，可实现实时健康监测和闭环干预。随着数字医疗系统日益互联互通，生物电子学有望通过连续采集生理数据并与生物过程无缝交互，为个性化诊断和治疗奠定基础。然而，传统生物电子学受限于结构刚性和不可渗透设计：多数器件建立在平面、致密基底上，与柔软、曲面、动态的生物组织机械不匹配。这种不匹配不仅妨碍器件与组织整合，还破坏生物界面自然的质量交换过程。随着时间推移，这些问题可能引发异物反应、组织刺激或器件被纤维组织包裹，最终损害器件功能。对于长期和植入式应用而言，持续性能、生物相容性和机械适应性尤为关键。在这一情况下，可渗透器件架构允许气体、液体和生物分子在电子器件与组织之间进行交换，提供了一种新的解决思路。渗透性不仅允许被动质量传递，还通过营养扩散、废物清除、局部生物流体采样等过程促进器件与组织之间的动态生化交流。与传统器件相比，这些特征可减少炎症反应、改善生物相容性并支持稳定、长期的功能。因此，渗透性已成为下一代生物电子器件设计的关键指标。

香港理工大学郑子剑教授团队综述聚焦纤维架构智能可渗透生物电子学（FIPEB）。这类生物电子系统采用纤维基架构，范围从单纤维到纱线、织物和纤维垫等层级纤维组装体。在FIPEB中，渗透性源于纤维基几何和架构，并通过结构设计被系统利用和调控；所得系统可在生物界面介导持续的物理、化学和电学相互作用。FIPEB具有机械顺应性、本征渗透性和多功能性，例如传感、驱动和治疗递送，能够在复杂生物环境中长期可靠运行。文章强调FIPEB的关键性能、智能材料和制造策略，并进一步讨论这些生物电子技术如何按传感模态和临床需求实现一系列数字医疗应用，包括电生理、生化检测、生物力学监测和多模态治疗。此外，文章还讨论光学透明和可洗性等特征，最后概述将这些生物电子系统整合进未来个性化数字医疗生态的关键挑战和转化策略。相关论文以“Fibre-architected intelligent permeable bioelectronics”为题，发表在Nature Reviews Bioengineering上。

文章从FIPEB的架构与渗透性赋能的生物界面功能展开（图1）。作者将FIPEB定义为采用纤维基架构的生物电子系统，范围从单纤维到纱线、织物和纤维垫等层级纤维组装体；其渗透性源于纤维基几何和架构，并通过结构设计被系统调控，以在生物界面介导持续的物理、化学和电学相互作用。单纤维器件往往提供明确界面和高传感保真度；纱线、织物和纤维垫系统则实现分布覆盖、冗余和机械载荷分担，但架构复杂性随之增加。在纤维和纱线层面，固有材料属性和纤维几何主要影响基本功能特征；在织物和纤维垫层面，更高阶的纤维架构引入互连孔网络和纤维间距，从而实现渗透性。这种层级渗透性促进关键生物界面过程，如营养扩散、废物去除以及组织界面处的局部生物流体采样。与通过材料选择或图案化开口引入渗透性的非纤维多孔膜电子器件、网状纳米电子器件、海绵或泡沫型生物电子器件、剪纸工程电子器件和无基底电子纹身相比，纤维架构系统通过几何层级解耦质量传输、机械顺应性和电学功能。

图1：FIPEB的架构及渗透性赋能的生物界面功能。 纤维架构智能可渗透生物电子学（FIPEB）可构建为多种基于纤维的形态，包括单纤维、纱线、织物和纤维垫。在纤维和纱线层面，固有材料特性和纤维几何主要影响基本功能特征。在织物和纤维垫层面，更高阶的纤维架构引入互连孔网络和纤维间距，从而实现渗透性。这种层级渗透性促进关键生物界面过程，如营养扩散、废物去除以及组织界面处的局部生物流体采样。

FIPEB的关键性能由三个独立轴共同决定，即机械适应性、电功能和生物相容性（图2a-c）。 机械适应性包括可拉伸性、对动态组织的适形性和抗疲劳性，需要适应人体皮肤高达100%的拉伸、心脏20%至35%应变的循环收缩，以及关节曲率半径约60毫米的反复弯曲（图2a）。在单纤维层面，这些性能主要受材料组成、界面粘附和导电网络设计支配；当纤维组装成垫、纱线和织物后，机械行为则来自集体变形模式、连接约束和架构各向异性。电功能由材料导电性、纤维和织物架构以及生物界面配置共同决定，而非仅由固有材料属性决定（图2b）。电导包括沿纤维或导电网络的电子传输，离子导电则指水合基质内及组织与器件界面上的离子迁移；组织电极阻抗通常为4至60千欧，高电子导电如液态金属涂层纤维可达约2.24×10⁶ S/m，水凝胶基纤维离子导电可接近10 S/m。电稳定性要求在循环机械应变、水合和长期生物流体暴露下保持功能导电性，可通过液态金属微通道限制、螺旋、编织和蛇形固态导体架构以及防污涂层等实现。生物相容性涵盖材料安全、免疫反应最小化和相关情况下的降解行为，要求无毒、避免有毒副产物浸出，并减少长期植入中的纤维化封装（图2c）。天然聚合物、导电聚合物、合成可生物降解基质、碳纳米材料和金属各有优势与风险，需要协同设计。

图2：FIPEB的关键性能。a. 纤维架构智能可渗透生物电子学（FIPEB）的机械适应性包括可拉伸性、对动态组织的适形性以及抗疲劳性——即在重复或长时间变形下维持功能性能的能力。b. FIPEB的电功能包括电子导电性（自由电子的定向移动）和离子导电性（正负离子在电场下的传输）。电稳定性通过精心材料设计、优化结构设计和先进界面工程的共同作用实现。c. 生物相容性要求包括使用无毒材料、使植入式装置的免疫反应最小化，以及长期可降解性以消除手术取出的需要。主要降解机制包括水解、酶促和氧化途径。

在制造策略方面，FIPEB的可扩展方法分为自上而下和自下而上两类（图3a、b）。 自上而下方法在纤维架构已经形成后，将电学或功能元素引入预制织物或纤维垫，包括喷涂、刷涂、浸涂等涂覆技术，以及丝网印刷、直写和光刻等印刷和图案化工艺（图3a）。由于纤维架构预先定义，这些方法特别适合需要保留原始纺织品渗透性、顺应性和大面积形态的应用，例如皮肤适形传感贴片和丝网印刷人机界面。涂覆方法材料兼容性高、工艺简单，但需避免孔堵塞和渗透性损失；印刷和图案化方法提供更强空间控制，可制造导电迹线、传感器阵列和多路互连，但受织物粗糙度和孔径分布限制。自下而上方法则从制备已含活性材料或器件架构的功能纤维开始，再通过纺织技术集成，包括溅射、聚合物辅助金属沉积和电化学沉积等金属化方法，静电纺丝、湿法纺丝和热拉伸等纤维纺丝方法，以及将纤维装置组装为中空、核壳、螺旋或卷曲架构（图3b）。金属化适合需要高电导和长期电稳定性的场景，但不同技术在可扩展性、厚度控制和基底兼容性上各异；纺丝技术在生产连续功能纤维时，在结构精度、材料兼容性和机械稳健性之间形成不同取舍；组装策略则决定单根功能纤维如何组织成既保持渗透性又保持电完整性的织物。

图3：纤维架构智能可渗透生物电子学的可扩展制造策略。a. 自上而下方法包括涂覆技术（如喷涂、刷涂和浸涂）以及印刷和/或图案化工艺（如丝网印刷、直写和光刻）。b. 自下而上方法涵盖金属化（如溅射、聚合物辅助金属沉积和电化学沉积）、纤维纺丝（如静电纺丝、湿法纺丝和热拉伸），以及具有各种架构（中空、核壳、螺旋或卷曲）的纤维装置组装。

FIPEB在数字医疗中的应用可归纳为电生理监测、生化传感、生物力学传感和治疗平台（图4a-d）。电生理监测依赖电极与组织界面保持低界面阻抗、稳定信噪比和最小漂移，FIPEB利用可渗透纤维架构促进汗液蒸发和皮肤适形接触，从而改善信号稳定性和舒适性，用于心电图、脑电图和肌电图（图4a）。例如，BreaCARES将多孔液态金属微电路集成到可拉伸、可渗透垫中，并利用神经网络自动分析心脏，对七种心脏状况诊断准确率达98.7%；一种带有16个传感器阵列的纺织品脑电图平台在睁眼/闭眼和P300实验中匹配临床Quick20耳机，并在听觉反应中优于临床标准。生化传感方面，传统致密基底平台中分析物向传感界面的传输可能受扩散限制，而FIPEB开放渗透架构促进快速质量传输和变形下的稳定界面；酶、离子载体、适体、抗体和分子印迹聚合物等识别元件与电位法、电流法和电导法等转导模式结合，用于汗液、间质液和血液中的葡萄糖、乳酸、一氧化氮等标志物监测（图4b）。生物力学传感通过电阻、电容、压电和摩擦电等机制监测呼吸、脉搏、应变和运动，纤维渗透性有助于稳定皮肤与传感器界面，并减少汗液积累引起的信号漂移（图4c）。治疗平台则将连续传感与局部驱动结合，形成闭环干预，应用于智能伤口愈合、控释药物递送、光疗和光遗传学以及外骨骼和人工肌肉（图4d）。例如，iSAFE电子绷带可检测伤口葡萄糖、pH和温度，并通过离子电渗和电刺激按需释放抗生素；临床试验中，其传感结果与商业设备相比准确率超过80%，十名患者两周治疗显示合格伤口愈合能力。此外，综述还讨论光学透明和可洗性：透明多孔系统面临透明度与渗透性的协同优化难题，可洗性则受功能涂层损失、集成结点变化和分层等失效模式影响，需要通过水不敏感材料、增强纤维-材料界面和结构冗余等策略改善。

图4：数字医疗保健中的应用。a. 心脏收缩或舒张、脑活动和肌肉收缩等生理活动产生电生理信号，可分别检测并解释为心电图、脑电图和肌电图。b. 汗液、间质液和血液中的生化信号可通过集成到纤维上的功能材料（包括氧化还原化学品、酶、抗体、适体和分子印迹聚合物）检测，触发电信号变化。c. 人体静态运动（例如呼吸和脉搏）和动态运动（应变和运动）引起生物力学信号变化。这些信号可通过结构设计（机械刺激下层级导电层之间接触面积的动态变化）或材料设计（导电基质内的分子级相互作用）被纤维转导为电信号。d. 纤维架构可渗透电子器件实现闭环诊断和治疗。 信号从纤维感测并传输到后端进行数据处理和显示，随后进行治疗反馈和驱动。

（来源：高分子科学前沿）