樊文倩，鐘正祥，田宮偉，王 宇，鞏桂芬，齊殿鵬

（1.哈爾濱理工大學(xué)材料科學(xué)與工程學(xué)院,哈爾濱150080；2.哈爾濱工業(yè)大學(xué)化工與化學(xué)學(xué)院,哈爾濱150001；3.鄭州大學(xué)材料科學(xué)與工程學(xué)院,鄭州450001）

隨著全球人口老齡化時代的到來，阿爾茲海默癥、帕金森綜合癥及亨廷頓綜合癥等神經(jīng)衰退性疾病日益成為人類的健康負(fù)擔(dān)，人們迫切地希望知道大腦是如何工作的. 因此，以探索大腦奧秘、攻克大腦疾病為導(dǎo)向的腦科學(xué)與建立和發(fā)展人工智能技術(shù)為導(dǎo)向的類腦研究成為各個國家爭相探索的科學(xué)熱點(diǎn). 然而在治療大腦疾病，研究腦機(jī)智能技術(shù)，從醫(yī)用神經(jīng)假體到軍用人體外骨骼系統(tǒng)的發(fā)展中，最基礎(chǔ)且關(guān)鍵的問題是人們對于神經(jīng)系統(tǒng)的了解不深入，很多神經(jīng)系統(tǒng)的作用機(jī)制還不夠清楚［1］，所以盡快了解神經(jīng)系統(tǒng)的構(gòu)成和作用機(jī)理，并將此應(yīng)用于神經(jīng)器械產(chǎn)品的研究開發(fā)是目前最重要的科研方向. 神經(jīng)界面電極作為神經(jīng)組織與神經(jīng)假體之間的橋梁，能夠幫助人們通過研究單個神經(jīng)元的電活動情況以了解中樞神經(jīng)系統(tǒng)內(nèi)部的復(fù)雜作用機(jī)理，更好地理解人體產(chǎn)生、傳輸和處理信息的機(jī)制，為開發(fā)實(shí)用的神經(jīng)假體提供所需的高度保真的知覺和控制信息［2～8］.

早在1950 年植入性神經(jīng)電極已有報(bào)道，其是一種比較簡單的金屬微絲電極. 隨著科學(xué)研究的不斷深入，這種電極所能提取的信息已無法滿足人們的需求，因此在納米技術(shù)和微制造技術(shù)快速發(fā)展的大趨勢下，一些精度更高、侵入性更小［9，10］的硅基神經(jīng)電極陸續(xù)出現(xiàn)，Michigan 微電極［11］和Utah 電極［12，13］成為實(shí)驗(yàn)室首選研究工具. 但這類電極表面積較小，常表現(xiàn)出較高阻抗值，為達(dá)到有效工作所需的電荷密度［14，15］，需要施加較高電壓，這將對電極周邊的組織造成不可逆的損傷［16］；這類電極由各種導(dǎo)電材料（包括金、鉑、氧化銥）制成，憑借其惰性材料的特性在神經(jīng)環(huán)境中的使用得到了認(rèn)可［17］，但由于它們表面都十分光滑，并不利于組織整合，早期的組織反應(yīng)通常持續(xù)14～28 d，并伴隨有炎癥及星形膠質(zhì)細(xì)胞增殖及反應(yīng)性星形細(xì)胞出現(xiàn)等現(xiàn)象. 這種持續(xù)反應(yīng)的顯著特征是，由反應(yīng)性星形細(xì)胞和反應(yīng)性小神經(jīng)膠質(zhì)細(xì)胞構(gòu)成的纖維鞘變得緊密，使得神經(jīng)電極與神經(jīng)細(xì)胞界面的阻抗升高，大大降低了電極與神經(jīng)細(xì)胞的帶電離子傳導(dǎo)能力，并最終導(dǎo)致電信號減弱，直至失效［18］，且在金屬電極中離子的釋放也會影響組織的反應(yīng)，因此使用金屬進(jìn)行神經(jīng)連接的設(shè)備性能已達(dá)到了平臺期［19，20］.

為了改善電極與組織之間的生物兼容性，并將這類電極植入后的排異反應(yīng)降至最低限度，研究人員采用了多種材料修飾策略來防止電極失效［21～23］. 導(dǎo)電高分子由于其滿足多種神經(jīng)元療法的性能標(biāo)準(zhǔn)，包括記錄和刺激神經(jīng)活動、神經(jīng)組織的再生和生物活性分子的傳遞而受到人們的廣泛關(guān)注. 導(dǎo)電高分子具有交替的單鍵和雙鍵，在使用有效的摻雜機(jī)制制備時，會沿著高分子骨架創(chuàng)建出一個連續(xù)但不穩(wěn)定的路徑［24］，長鏈中的π鍵電子較為活潑，特別是與摻雜劑形成電荷轉(zhuǎn)移絡(luò)合物后，容易從軌道上逃逸出來形成自由電子. 大分子鏈內(nèi)與鏈間π電子軌道重疊交蓋形成的導(dǎo)電能帶為載流子的轉(zhuǎn)移和躍遷提供了通道. 在外加能量和大分子鏈振動的推動下，有效提升了導(dǎo)電性［25～27］，甚至可能與金屬材料的電導(dǎo)率達(dá)到同一數(shù)量級［28～30］. 對于目前通過導(dǎo)電高分子改善金屬電極阻抗過高問題的理論依據(jù)可以通過電極與電解液之間形成的雙電層理論進(jìn)行分析解釋. 電極一般帶負(fù)電荷形成一個負(fù)離子層（即決定電位離子層），其外部由于電性吸引而形成一個正離子層（或稱反離子層：包括非活動性離子層和擴(kuò)散層），合稱為雙電層. 對于金屬電極，溶液中帶電離子靜電吸引和熱運(yùn)動兩種效應(yīng)的結(jié)果導(dǎo)致溶液中反離子只有一部分能夠緊密地排在固體表面附近，而導(dǎo)電高分子額外攜帶的離子部分可以更大程度地改變電荷分布，使得電解液中更多的離子被壓縮到靠近電極的部分，使得電極界層電勢差增大，進(jìn)而導(dǎo)致除內(nèi)阻與法拉第阻抗之外的雙電層電容減小，進(jìn)而有效降低阻抗［31，32］. 另外，導(dǎo)電高分子提供的高比表面積有利于細(xì)胞和組織整合，較軟的高分子材料可以通過減小組織與電極間的應(yīng)變失配引起的炎癥反應(yīng)進(jìn)而減小信號退化的程度. 此外，還可以通過添加生物大分子來實(shí)現(xiàn)電極功能化，以改善生物相容性，并促進(jìn)特定的細(xì)胞反應(yīng)［33～36］.

本文綜合評述了導(dǎo)電高分子在神經(jīng)界面電極中的應(yīng)用（圖1），從導(dǎo)電高分子涂層電極、全導(dǎo)電高分子電極和導(dǎo)電復(fù)合材料電極等方面討論了上述導(dǎo)電高分子電極在神經(jīng)記錄、神經(jīng)刺激、神經(jīng)再生等方面的進(jìn)展，并對導(dǎo)電高分子在神經(jīng)電極方面的應(yīng)用前景進(jìn)行了展望，以期對進(jìn)一步優(yōu)化神經(jīng)電極的性能提供新的思路.

Fig.1 Classification of neural interfacial electrode based on conducting polymer

1 導(dǎo)電高分子微電極表面涂層

隨著科學(xué)研究進(jìn)一步深入，神經(jīng)界面電極已經(jīng)被廣泛應(yīng)用于神經(jīng)記錄與刺激等領(lǐng)域，傳統(tǒng)神經(jīng)電極雖然可以通過減小電極尺寸實(shí)現(xiàn)高空間分辨率，但電極表面積減小會增加阻抗，導(dǎo)致記錄信號質(zhì)量下降，因此在電極尺寸和記錄信號質(zhì)量之間需要作以權(quán)衡. 因此，采用多孔或粗糙的導(dǎo)電高分子材料對電極進(jìn)行改性，以增加表面積降低阻抗，從而提高信噪比成為提升電極性能的新思路. 常見的聚吡咯（PPy）、聚（3，4-乙基二氧噻吩）（PEDOT）和聚苯胺（PANi）等導(dǎo)電高分子憑借其優(yōu)異性能已經(jīng)作為神經(jīng)電極涂層被廣泛研究［37～39］.

Fig.2 Schematic illustration and optical micrographs of fabrication process of conducting?polymer nanotubes on the surface of neural microelectrodes(A1—A8)and SEM images of electropoly?merized nanostructured conducting polymers on the electrode sites(B1—B12)[43]

從阻抗方面來說，導(dǎo)電高分子結(jié)構(gòu)的本征孔隙率可以增加電極的電化學(xué)表面積，有效降低其電化學(xué)阻抗，提高信噪比. Cui等［40］用聚吡咯/聚苯乙烯磺酸（PPy/PSS）、聚3，4-乙撐二氧噻吩/聚苯乙烯磺酸（PEDOT/PSS）來修飾神經(jīng)微電極，在1 kHz 頻率下，修飾電極的阻抗明顯下降，獲得了電性能較好的神經(jīng)組織界面（1 kHz 是神經(jīng)活動的最相關(guān)頻率［41］）. Abidian等［42］也發(fā)現(xiàn)，PEDOT和PPy結(jié)構(gòu)可以分別將裸金電極的阻抗從800 kΩ 降低到4 kΩ 和80 kΩ；在另一個實(shí)驗(yàn)中，相同聚合條件下PEDOT/表現(xiàn)出比PPy/［4（28.3±2.6）kΩ］更低的阻抗幅度［（10.8±1.8）kΩ］［43］. 此外，他們利用PLLA（聚乳酸）作為模板在神經(jīng)微電極表面沉積PEDOT納米管［圖2（A）］來修飾電極，這些研究都表明利用導(dǎo)電高分子修飾電極表面可有效改善其電學(xué)性能［44，45］. 總的來說，當(dāng)用電活性材料修飾微電極時，涂層越粗糙多孔，其阻抗就越低［46～48］. 為了進(jìn)一步證明這一觀點(diǎn)，也可以將其它導(dǎo)電高分子通過電聚合沉積在各種模板周圍以獲得電紡纖維和納米管等結(jié)構(gòu)，在與對應(yīng)材料的薄膜涂層進(jìn)行對比［圖2（B）］后可以發(fā)現(xiàn)，這些結(jié)構(gòu)在另一維度上提升了導(dǎo)電高分子涂層的粗糙度，提升了比表面積，進(jìn)而達(dá)到降低電極阻抗的目的［43，49］. Cui 等［40］和Zhou 等［50］研究發(fā)現(xiàn)，不同的電化學(xué)沉積法（恒電位法與恒電流法）也會對涂層性能產(chǎn)生影響. 與恒電位聚合方法相比，恒電流聚合膜具有較低的阻抗幅度. Baek等［46］進(jìn)一步研究了摻雜劑尺寸與電學(xué)性能之間的關(guān)系，發(fā)現(xiàn)較小的負(fù)離子摻雜的PEDOT 薄膜具有高的電荷轉(zhuǎn)移能力和更低的阻抗. Charkhkar 等［51］也發(fā)現(xiàn)摻雜劑尺寸與阻抗之間表現(xiàn)出相似的趨勢，其中摻雜四氟硼酸鹽的PEDOT在1 kHz時，阻抗比PEDOT/PSS電極涂層低大約一個數(shù)量級. 對于導(dǎo)電高分子涂層的電學(xué)性能與其摻雜物尺寸間的關(guān)系，通常認(rèn)為較小的摻雜物會產(chǎn)生更粗糙的薄膜，增大比表面積，導(dǎo)致阻抗降低，而大尺寸的摻雜物會引起導(dǎo)電高分子的鏈間距變大從而導(dǎo)致阻抗增加［51］. 多個研究小組還研究了沉積電荷密度與阻抗［52～54］之間的相關(guān)性. 結(jié)果表明，沉積電荷密度與表面粗糙度成正相關(guān)，當(dāng)電荷密度超過一定值時，由于暴露比表面積的增大導(dǎo)致阻抗出現(xiàn)下降.

對于電極功能的另一研究方向是對植入體內(nèi)的電極加載電信號來刺激或抑制神經(jīng)活動以期對治療神經(jīng)系統(tǒng)性疾病提供新的治療思路. 從電荷注入能力的角度來說，大量的研究證明導(dǎo)電高分子成功改善了鉑和金微電極電荷轉(zhuǎn)移性能［39，40，50，55～57］. 大多數(shù)導(dǎo)電高分子電極涂層的電荷注入極限在1～3 mC/cm2之間，與裸鉑和裸金微相比，電極的電荷注入極限至少增加了3倍. Zhou等［50］發(fā)現(xiàn)，引入碳納米管，電荷注入極限可達(dá)到8.4 mC/cm2. 通過導(dǎo)電高分子修飾增加電極的電荷注入能力，可以擴(kuò)大電極刺激的安全窗口，并允許更大幅度的脈沖安全傳遞.

除了電極的電化學(xué)阻抗與電荷注入能力外，電極長期使用的穩(wěn)定性是考察電極性能的另一個重要指標(biāo). 與大多數(shù)的電極涂層一樣，導(dǎo)電高分子也會隨著使用時間的延長發(fā)生分層和斷裂［58］. 導(dǎo)致這種現(xiàn)象的原因包括非生物與生物兩種因素. 非生物因素主要是指導(dǎo)電高分子的老化，對于其研究一般采用加速老化和慢性生物相關(guān)刺激進(jìn)行模擬［50，59，60］. Cui等［61］將導(dǎo)電高分子PPy/PSS分別沉積在鍍金電極和非鍍電極表面，發(fā)現(xiàn)兩種電極表面沉積的導(dǎo)電高分子膜的電化學(xué)性質(zhì)和形貌基本相似，但鍍金電極表面更加粗糙，有效沉積表面積增加，從而提高了導(dǎo)電高分子的黏附力. 在所有可能引起分層的實(shí)驗(yàn)之后，沉積在鍍金電極上的導(dǎo)電高分子膜仍保持附著在探針上，而在黏附力測試期間，沉積在非鍍電極上的高分子膜掉落或失去了與基底電極的大部分連接. 與PEDOT 相比，PPy基電極雖然容易聚合，但它們易受氧化還原反應(yīng)或pH干擾的影響［62］. Vázquez等［63］研究發(fā)現(xiàn)，PEDOT對O2和CO2的敏感性較低，更適用于生物應(yīng)用的電極涂層. Yamato等［64］對PPy和PEDOT電極的穩(wěn)定性進(jìn)行了直接比較，結(jié)果表明，在恒極化條件下（400 MV），PEDOT/PSS 保持了89%的電活性. 而PPy/PSS僅保留其原始電活性的5%. PEDOT的穩(wěn)定性提高是3，4-乙烯二氧噻吩（EDOT）的二噁英取代結(jié)構(gòu)引起的，其可以防止親核攻擊，并且不易降解和釋放摻雜物［65］. Green等［66］將摻雜了ClO4?，PTS或PSS的PEDOT分別作為導(dǎo)電涂層涂覆在光滑鉑和粗糙鉑電極上，然后將電極在89 ℃下保持21 d，以此來模擬2年期的老化過程. 結(jié)果表明，3種不同摻雜劑的PEDOT在兩種電極表面都出現(xiàn)了老化，在粗糙襯底上的導(dǎo)電高分子抗老化性能更好一些；此外，在含有蛋白質(zhì)的培養(yǎng)基中，導(dǎo)電高分子受到嚴(yán)苛的生物學(xué)條件刺激，在光滑鉑電極上沉積的不同摻雜劑的PEDOT 涂層在13 億次脈沖范圍內(nèi)均失效，而在粗糙鉑電極上，PEDOT/PTS和PEDOT/ClO4-在15億次脈沖后仍然有效. 微電極涂層的生物穩(wěn)定性則取決于它們在神經(jīng)環(huán)境中功能的正常實(shí)現(xiàn)，以及有沒有導(dǎo)致電極損傷或明顯的炎癥反應(yīng). Charkhkar等［67］以阻抗和記錄位點(diǎn)來評估體內(nèi)植入電極的穩(wěn)定性，比較了裸金電極與PEDOT/四氟硼酸酯（TFB）修飾微電極的慢性神經(jīng)電記錄. 雖然急性腦組織反應(yīng)導(dǎo)致金電極和PEDOT/TFB 電極的阻抗都出現(xiàn)了增加，但是PEDOT/TFB 的阻抗值始終較低，此外，在前四周PEDOT/TFB微電極也顯示了更高的記錄位點(diǎn)數(shù)和更高的信噪比. Abidian等［68］通過比較硅基探針上涂覆PEDOT/ClO4-納米管涂層電極和未涂覆的裸金微電極在49 d 的實(shí)驗(yàn)周期里1 kHz下的阻抗值和活性高質(zhì)量記錄位點(diǎn)來評估電極的體內(nèi)性能. PEDOT涂層電極的阻抗和記錄高質(zhì)量信號位點(diǎn)占比均優(yōu)于未涂覆電極. Wang等［69］在Pt電極的表面上合成了PANi納米顆粒，在0.9%（質(zhì)量分?jǐn)?shù)）氯化鈉溶液中電刺激30 d后，膜形態(tài)和PANi納米顆粒沒有明顯變化；該致密膜可作為Pt表面的保護(hù)膜，適合長期植入的電極涂層；電刺激能夠增加PANi 膜對蛋白質(zhì)的吸附量，并且PANi 的納米結(jié)構(gòu)可以抑制蛋白聚集. Di等［70］通過原位聚合方法制備了PANi涂覆的Pt電極，通過測定共軛二烯和磷脂過氧化物含量評價(jià)大鼠視網(wǎng)膜的過氧化作用，發(fā)現(xiàn)與裸鉑電極相比，PANi涂覆的Pt電極吸附較少的視網(wǎng)膜碎片和誘導(dǎo)較低的過氧化水平；PANi涂層在180 d的模擬體內(nèi)環(huán)境電刺激后，仍然能保持完整和穩(wěn)定的納米顆粒形態(tài)，而未涂覆PANi 涂層的鉑電極則在30 d后發(fā)生了明顯的腐蝕. 雖然目前為止關(guān)于導(dǎo)電高分子涂層微電極的體內(nèi)研究還相對較少，但目前存在的體內(nèi)研究都顯示出相同的趨勢，可以在一定程度上說明導(dǎo)電高分子作為涂層對微電極的正面影響.

另一減少生物不良反應(yīng)和改善微電極穩(wěn)定性的策略是在導(dǎo)電高分子中摻入一些生物大分子，包括神經(jīng)營養(yǎng)物質(zhì)和抗炎劑［71，72］. Green等［39］利用DCDPGYGSR（一種蛋白肽序列）做了一系列研究，結(jié)果表明，與PEDOT/PTS涂層相比，PEDOT/DCDPGYGSR 作為涂層的鉑電極更加柔軟，與裸金電極的急性活體記錄相比，PEDOT/DCDPGYIGSR涂層將鉑電極記錄的1 kHz下的阻抗值有效地降低了約80%，信號幅值較高，振幅噪聲較低，但蛋白肽的摻雜物并不像預(yù)期那樣表現(xiàn)出對神經(jīng)元生長的支持. Cui等［73］將PEDOT/DCDPGYIGSR 和PEDOT/PSS 作為金屬電極涂層進(jìn)行了比較，在PEDOT/DCDPGYIGSR 和PEDOT/PSS 微電極上培養(yǎng)膠質(zhì)細(xì)胞，與PEDOT/PSS 單位面積上的0.2 個細(xì)胞相比，包含DCDPGYGSR的位點(diǎn)促進(jìn)了神經(jīng)膠質(zhì)連接具有1.9個細(xì)胞. Lee等［74］用生物衍生的水凝膠基質(zhì)（MG）涂覆在有聚對二甲苯涂層的神經(jīng)電極表面，MG既作為電極與生物組織間的機(jī)械和生物緩沖層，還可以釋放生物活性分子，調(diào)節(jié)細(xì)胞反應(yīng)和提高電極的信號記錄質(zhì)量. 在MG中加載地塞米松降低了植入引起的免疫應(yīng)答反應(yīng)，同時添加了神經(jīng)生長因子（NGF）和腦源性神經(jīng)營養(yǎng)因子（BDNF），以維持神經(jīng)元密度并促進(jìn)電極表面的神經(jīng)元生長，這種負(fù)載了地塞米松和活性因子的MG涂層能夠顯著改善大鼠運(yùn)動皮層神經(jīng)信號記錄信噪比.

2 全導(dǎo)電高分子電極

導(dǎo)電聚合物用作金屬電極改性的涂層，雖然有效地降低了電極-組織間的阻抗，提升了電極的性能，但是這些導(dǎo)電高分子修飾的金屬電極，貴金屬成本高、硬度大且拉伸性能差可能侵入組織，降低了電極的生物兼容性等問題都亟待解決［57，75］. 因此以單一導(dǎo)電高分子為導(dǎo)體的神經(jīng)界面電極應(yīng)運(yùn)而生. BLau 等［60］利用光刻等手段，將PDMS（聚二甲基硅氧烷）用作電極微通道的絕緣部分，通道中填充PEDOT∶PSS，制備得到可彎曲、可伸展且無細(xì)胞毒性的PolyMEA（全聚合物微電極陣列）［圖3（A）］，埋入體內(nèi)能夠可靠地捕捉動作電位，證明這些傳統(tǒng)導(dǎo)體可以被高度柔性的導(dǎo)電聚合物取代的可能性.

更適應(yīng)于體內(nèi)組織運(yùn)動環(huán)境的高可拉伸性PolyMEA的研究還處于起步階段，實(shí)現(xiàn)這一目標(biāo)的關(guān)鍵挑戰(zhàn)在于電極-組織界面和電極-基底界面之間的競爭. 為提高導(dǎo)電高分子神經(jīng)電極的性能，針對其結(jié)構(gòu)做了很多研究，其中納米結(jié)構(gòu)的導(dǎo)電高分子憑借其高比表面積導(dǎo)致電荷轉(zhuǎn)移增強(qiáng)，另外，由于導(dǎo)電高分子作為軟材料的獨(dú)特特性，可以減少炎癥或毒性引起的神經(jīng)元與電極表面的錯配應(yīng)變，從而改善神經(jīng)元電極的性能. Qi等［76采用簡單的電聚合工藝制備了納米線修飾的PPy電極材料［圖3（B）］. 納米線可以在電極和基片之間引入過渡層以提高其附著力，而PPy薄膜具有良好的導(dǎo)電性和低的阻抗. 利用這種電極材料，首次成功地制備了高延展性的PolyMEA，并將其包裹在大鼠的坐骨神經(jīng)上進(jìn)行刺激，兩個針電極插入大鼠的腿部進(jìn)行信號記錄［圖3（C）］，通過記錄輸入刺激信號和相應(yīng)的肌電圖［圖3（D）］證明了PolyMEA 用于向神經(jīng)纖維傳遞脈沖電輸入，使大鼠腿有了周期性移動的可行性. 此外，所制備電極也展現(xiàn)了優(yōu)良的循環(huán)穩(wěn)定性（10000次的機(jī)械負(fù)載）、高電導(dǎo)率（超過800 S/cm）和穩(wěn)定的電化學(xué)性能. 改變導(dǎo)電高分子結(jié)構(gòu)這一策略的成功為高度可伸縮和機(jī)械穩(wěn)定的PolyMEA提供了一個新的視角，這對于柔性神經(jīng)電極更好的臨床應(yīng)用至關(guān)重要.

Fig.3 Digital image of polyMEAs(A1―A3)[60] and scheme for the fabrication of fully polymeric micro?electrode arrays(B1―B6)and image of a four?channels?MEA(C)and EMG signal(D)[76]

3 導(dǎo)電高分子復(fù)合材料電極

導(dǎo)電高分子具有的粗糙結(jié)構(gòu)、良好的環(huán)境穩(wěn)定性已經(jīng)很大程度上滿足了神經(jīng)接口材料的要求，但由于傳統(tǒng)電沉積的導(dǎo)電高分子剛性易碎及疤痕組織包裹的持久性都阻礙了其在生物體組織環(huán)境中的性能表現(xiàn)，導(dǎo)致有關(guān)體外檢測的全部性能并沒有完全轉(zhuǎn)化到體內(nèi)環(huán)境. 導(dǎo)電高分子作為電極涂層在植入生物體時，較為嚴(yán)重的材料損失與電刺激下可能出現(xiàn)的分層情況都為新型電活性雜化材料或軟質(zhì)復(fù)合材料的發(fā)展提供了契機(jī). 這些材料包括導(dǎo)電高分子和水凝膠、彈性體、活性材料及生物分子的復(fù)合材料［43，77］.

Green等［78］將導(dǎo)電聚合物PEDOT與陰離子水凝膠混合制備了導(dǎo)電水凝膠. 該材料表現(xiàn)出高度的基體相互滲透，從而有效地封裝了易碎的導(dǎo)電高分子，解決了在傳統(tǒng)導(dǎo)電高分子中力學(xué)性能差的問題，并保持了比金屬電極更優(yōu)越的電活性. 雖然水凝膠能夠軟化導(dǎo)電高分子，防止了易碎材料的流失，但由于水凝膠是相對脆性的材料，在使用過程中會發(fā)生分層開裂，破壞電極的有效連接，所以研究人員提出了將導(dǎo)電高分子與彈性體集成的思路. Shenoy 等［79］和等Wang［80］通過將聚氨酯泡沫塑料用PPy 浸漬，這種結(jié)構(gòu)不僅具有彈性和多孔形態(tài)，而且可以通過加載導(dǎo)電高分子組分來控制導(dǎo)電性，但這種材料的電導(dǎo)率太低并不能很好地應(yīng)用于醫(yī)用電極. Luo 等［81］利用Triton X-100 作為活性劑，將PEDOT：PSS和PDMS制備成高分子共混膜，一定程度上改善了這個問題，導(dǎo)電高分子膜表現(xiàn)出20 Ω的單位電阻和約82%斷裂伸長率，并且具有優(yōu)異的壓阻效應(yīng)和長期穩(wěn)定性.

Kim等［82］用二氧化錳（MnO2）修飾PEDOT納米橢球體（PEDOT/MnO2），將其用于神經(jīng)元的實(shí)時監(jiān)測和促進(jìn)突起的生長［圖4（A）］. 通過氧化還原沉積在PEDOT納米材料表面形成MnO2結(jié)構(gòu)域促進(jìn)神經(jīng)元分化，PEDOT 納米材料為神經(jīng)元分化提供了安全的基質(zhì). 此外，PEDOT/MnO2納米橢球被用于神經(jīng)元細(xì)胞的無標(biāo)記實(shí)時監(jiān)測，檢測活細(xì)胞釋放的兒茶酚胺. 此研究可能為雜化導(dǎo)電高分子納米材料在細(xì)胞間的連接開辟可能性. Kang等［83］通過以聚苯乙烯自組裝微球?yàn)闋奚０澹苽淞硕嗫仔訬GF（神經(jīng)生長因子）摻雜的PPy納米結(jié)構(gòu)［圖4（B1）和（B2）］，并演示了它們作為神經(jīng)元生長的交互底物的用途. PPy的開口孔結(jié)構(gòu)在NGF 釋放曲線中與電場結(jié)合時會產(chǎn)生放大作用. 這種結(jié)構(gòu)提供了神經(jīng)營養(yǎng)因子的自由擴(kuò)散、良好的細(xì)胞黏附和導(dǎo)電表面，從而增強(qiáng)了細(xì)胞活性和神經(jīng)突延伸行為. Jang等［84］介紹了聚對苯二甲酸乙二醇酯底物上的PANI（聚苯胺）微圖案，用于神經(jīng)元細(xì)胞的細(xì)胞圖案化和生物分子檢測［圖4（C）］. 在噴墨打印的PANI圖案上進(jìn)一步修飾精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸肽（RGD），選擇性黏附大鼠嗜鉻細(xì)胞瘤PC-12細(xì)胞. 細(xì)胞以RGD固定化的PANI為模板，具有較高的選擇性和生長能力. 此外，將RGD固定的PANI圖案可作為生物分子從PC12細(xì)胞釋放的實(shí)時電檢測器. Kim等［85］在不影響PEDOT微電極電性能的情況下，采用電化學(xué)沉積法將PDA（聚多巴胺）與PEDOT結(jié)合，形成聚多巴胺-PEDOT雜化（PEDOT/PDA）微電極. 對PEDOT/PDA 微電極的電性能進(jìn)行了表征. 證明其具有低阻抗、高電荷存儲容量（CSC）和高電荷注入極限（CIL）的特點(diǎn). 并將PEDOT/PDA微電極應(yīng)用于海馬神經(jīng)元的實(shí)際記錄和刺激，PEDOT/PDA微電極良好的生物相容性使得神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)活性維持?jǐn)?shù)周. 通過在體外測量海馬神經(jīng)元的胞外神經(jīng)元尖峰和激發(fā)神經(jīng)元網(wǎng)絡(luò)中的電活動成功地證實(shí)了微電極的功能［圖4（D）］. Wang等［86］將聚多巴胺作為氧化石墨烯的還原劑和改性劑，提高了導(dǎo)電涂層與基體之間的界面黏附性. 為了獲得更好的導(dǎo)電性，進(jìn)一步在混合膜上引進(jìn)CNTs 形成PEDOT∶PSS，CNTs，PDA-RGO 的層狀結(jié)構(gòu)［圖4（E）］，得到的最佳電阻值為52.2 Ω/sq. 在推進(jìn)電極導(dǎo)電性、柔性化的同時為電極透明化提供了可能性.

Fig.4 Schematic diagram of fabrication of different conducting polymer composite electrode

4 展望

導(dǎo)電高分子憑借其獨(dú)特的導(dǎo)電方式以及良好的機(jī)械調(diào)配性，能夠在有效減小阻抗提高記錄和刺激應(yīng)用選擇性的同時減小由炎癥反應(yīng)導(dǎo)致的信號退化，進(jìn)而成為替代傳統(tǒng)剛性電極的熱門材料. 但面對此機(jī)遇的同時也伴隨著挑戰(zhàn)，導(dǎo)電高分子作為植入式神經(jīng)界面電極在臨床應(yīng)用中仍存在以下幾方面問題亟須解決：（1）與所有高分子一樣，導(dǎo)電高分子也存在老化問題，隨著埋入體內(nèi)時間的增長，接受電刺激達(dá)到一定程度就會發(fā)生斷裂分層的情況，從而導(dǎo)致界面匹配度降低并影響電極性能.（2）導(dǎo)電高分子一定程度上降低了炎癥反應(yīng)導(dǎo)致的信號退化問題，但并未完全消解這種負(fù)面影響，所以尋找性能更加優(yōu)異的生物因子對其進(jìn)行正向干預(yù)進(jìn)一步提升生物相容性也相當(dāng)重要.（3）與剛性金屬電極相比，導(dǎo)電高分子減弱了植入時的機(jī)械不匹配問題，但導(dǎo)電能力卻比剛性金屬弱，一些相關(guān)研究發(fā)現(xiàn)利用導(dǎo)電高分子制成的電極導(dǎo)電性不好，只能點(diǎn)亮二極管，這并不能滿足醫(yī)用電極的要求. 所以基于導(dǎo)電高分子的優(yōu)勢，進(jìn)一步探究新的方法去解決當(dāng)前面臨的問題，制備出與人體組織高度貼合、性能穩(wěn)定的柔性可植入神經(jīng)電極仍是解決大腦疾病促進(jìn)精準(zhǔn)醫(yī)療以及發(fā)展類腦科學(xué)的關(guān)鍵.