柔软、贴合皮肤的电子接口，用于多模态生物信号监测和经皮刺激

《ACS Applied Materials & Interfaces》：Soft, Skin-Conformal Electronic Interfaces for Multimodal Biosignal Monitoring and Transcutaneous Stimulation

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柔软、稳定且高性能的皮肤电极接口对于连续的电生理记录和经皮电刺激至关重要。传统的凝胶电极在长时间使用过程中会遇到脱水问题、皮肤电极接触不稳定、记录质量下降以及刺激效率受限等问题。本文介绍了一种由聚（3,4-乙二氧噻吩）：聚（苯乙烯磺酸盐）（PEDOT:PSS）与吸湿性和离子掺杂剂组成的柔软混合导电纳米复合电极。这种协同配方增强了混合离子-电子传导性、机械柔韧性和长期水合稳定性。一个简单的微模塑工艺使得能够大规模生产出与皮肤无缝贴合的贴合型独立电极。优化的成分在导电性和柔韧性之间达到了极好的平衡，其界面阻抗比凝胶电极低约20倍，电荷注入能力高2.6倍。因此，这些纳米复合电极在心电图（ECG）和肌电图（EMG）记录中提供了更高的信噪比，并提升了生物阻抗灵敏度，还使刺激窗口扩大了2倍。这种纳米复合设计为柔软、耐用和高保真的生物电子接口提供了一个多功能材料平台，推动了可穿戴传感和神经调节技术的进步。

引言

可穿戴电子接口用于记录和调节电活动，是神经科学、临床监测、康复和人机交互中的基础工具。(1,2) 人体不断产生多种生物信号，包括心脏、肌肉和大脑的电活动，以及与血管功能相关的血流动力学信号。这些信号的日常监测在医院和家庭环境中越来越普遍，支持早期诊断、个性化治疗和改善健康管理。(3) 在这些技术中，心电图（ECG）、肌电图（EMG）和脑电图（EEG）为心血管、神经肌肉和神经系统状况提供了关键见解。(4?6) 生物阻抗测量提供了关于组织成分、水合状态和生理功能的宝贵信息，促进了疾病评估和身体成分分析的应用。(7,8) 除了信号采集外，还正在积极开发用于闭环人机系统中的皮肤安装电子接口，以实现自适应运动控制和康复。(9,10) 这些技术的性能在很大程度上取决于电极-皮肤接口，它决定了记录期间的信号保真度和刺激期间的电荷传输效率。目前，大多数临床和消费系统依赖于基于凝胶的Ag/AgCl电极。虽然这些电极在短期使用中有效，但它们会逐渐脱水、皮肤电极阻抗不稳定、可能引起皮肤刺激，并且耐用性有限。这些问题会降低信号质量、减少刺激效率，最终限制了其在可穿戴设备中的连续使用。

柔软、可拉伸的导电材料已成为维持与皮肤长时间稳定、低阻抗和贴合接触的有希望的解决方案。(11?14) 在这方面已经研究了超薄金属纳米网格和导电聚合物，每种材料都有其独特的优势。(15?22) 在各种导电聚合物中，聚（3,4-乙二氧噻吩）：聚（苯乙烯磺酸盐）（PEDOT:PSS）因其高导电性、水性加工性和生物相容性而受到特别关注。(23,24) 其混合离子-电子传导性使得在生物电子接口中的电荷传输更加高效，这对于电生理记录特别有利。(25?28) 尽管这些电极在记录性能、机械柔韧性和长期皮肤兼容性方面表现出色，但还需要进一步的材料创新和界面设计策略来提高经皮刺激的效率。

在这里，我们介绍了一种基于PEDOT:PSS的柔软可拉伸纳米复合材料，旨在为电生理记录和经皮刺激提供稳定、低阻抗和高效的接口。该纳米复合材料加入了d-山梨醇、甘油和氯化钾（KCl）作为多功能添加剂，以增强混合离子-电子传导性、机械柔韧性和界面稳定性。简单的微模塑工艺可以生产出与多种皮肤安装和可穿戴配置兼容的独立贴合电极。优化的配方在导电性和柔韧性之间取得了极好的平衡，使得皮肤电极阻抗降低了约20倍，电荷注入能力提高了2.6倍。这些特性使得纳米复合电极在ECG和EMG记录中提供了更高的信噪比，增强了生物阻抗灵敏度，并提高了刺激效率与舒适度。这些结果表明，在PEDOT:PSS中加入吸湿性和离子掺杂剂可以实现柔软、耐用和高性能的接口，适用于长期生物电子应用。

结果与讨论

纳米复合材料的设计与制备

纳米复合材料包括PEDOT:PSS、d-山梨醇、甘油和KCl。（图1a）d-山梨醇促进PEDOT富集区域和PSS富集区域之间的相分离，从而形成PEDOT富集的纳米纤维并提高电导率。(27) 甘油有助于离子迁移和水合稳定性。KCl作为离子掺杂剂，提供了额外的离子传导路径，使复合体内部的混合离子-电子传输更加高效。为了制备纳米复合电极，我们采用了一种简单且低成本的微模塑方法来定义电极尺寸和图案（图1b）。含有添加剂和KCl的PEDOT:PSS前驱体溶液填充到聚二甲基硅氧烷（PDMS）模具中，然后在60°C下控干30分钟并在130°C下退火30分钟。高温退火促进了PEDOT富集纳米纤维的物理交联，形成了机械稳定的纳米复合薄膜。退火后，由于添加剂的帮助，纳米复合电极可以轻松地从PDMS表面分离出来。尽管电极经历了干燥和退火过程，但吸湿性添加剂和水合聚合物网络使KCl分解为K+和Cl–离子，从而促进了电极-皮肤界面处的离子传导和电荷传输。这些纳米复合电极可以转移到各种柔软且可拉伸的基底上，包括医用级粘合剂，用于各种可穿戴应用，例如连续记录ECG、EMG和生物阻抗信号以及经皮电刺激（图1c）。图1d显示了纳米复合薄膜贴在人体不同位置的光学图像。柔软、可拉伸的纳米复合材料能够跟随皮肤变形而不会破坏无缝接触，这对于高质量的生物信号记录和有效的刺激至关重要。

图1

图1. 类皮肤纳米复合电极的合成与制备。(a) 导电纳米复合成分示意图。(b) 制备过程示意图。(c) 多模态传感和经皮刺激应用示意图。(d) 拉伸和压缩前后纳米复合薄膜在皮肤上的贴合性光学图像。

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纳米复合电极的特性评估

为了评估离子浓度对纳米复合材料性能的影响，我们系统地将纳米复合溶液中的KCl浓度从0.1 wt%变化到0.4 wt%，并表征了所得薄膜的机械和电学性能。拉伸应力-应变测量确定了不同KCl浓度下独立纳米复合薄膜的杨氏模量和可拉伸性（图2a）。随着KCl浓度的增加，杨氏模量从0% KCl时的约5 MPa逐渐增加到0.4% KCl时的约8 MPa（图2b）。这一趋势表明，离子加载增强了聚合物网络并提高了拉伸模量，同时保持了适合皮肤贴合的低模量范围。所有配方下的纳米复合薄膜的拉伸强度都在1到2 MPa之间。机械行为也表现出杨氏模量与可拉伸性之间的权衡，较高的硬度对应于断裂时的伸长率降低。含有0.1%–0.25% KCl的纳米复合薄膜在断裂前能够承受超过30%的伸长，证实了它们具有约30%的天然皮肤类似的可拉伸性（图2a）。(16) 可拉伸性使得纳米复合电极能够适应柔软、动态的组织表面而不会发生机械失效。为了评估拉伸下的电学稳定性，我们测量了30%单轴应变下的电阻变化，以评估变形对电荷传输的影响（图2c）。随着KCl浓度从0%增加到0.25%，电阻从2.3 Ω降低到1.3 Ω。当KCl浓度进一步增加到0.4%时，电阻有所增加，但30%的拉伸下电阻变化小于4%，证实了电学稳定性。这些结果表明，0.25% KCl通过增强混合离子-电子传输显著降低了纳米复合电极的电阻，同时保持了皮肤接口的低模量和高可拉伸性。高离子负载（0.4% KCl）在合成过程中可能会破坏PEDOT的导电网络，导致电子导电性降低和复合体内异质性增加。为了进一步阐明d-山梨醇和甘油的作用，我们在保持最佳KCl浓度（0.25 wt%）的情况下，分别制备了不含这两种添加剂的纳米复合材料，并测量了它们的机械和电学性能。不含d-山梨醇的纳米复合材料的杨氏模量约为55 MPa，不含甘油的纳米复合材料的杨氏模量约为16 MPa，这两者都显著高于不含KCl的样品（约5 MPa）和含有0.25 wt% KCl的样品（约7 MPa）（图S1a,b）。这些结果表明，d-山梨醇和甘油协同作用降低了纳米复合材料的模量，其中d-山梨醇对提高可拉伸性的贡献大于甘油。相比之下，KCl略微增加了模量并降低了可拉伸性。此外，d-山梨醇、甘油和KCl共同提高了纳米复合材料的导电性（图S1c）。我们还进一步表征了含KCl和不含KCl的纳米复合材料的微观和分子结构。扫描电子显微镜（SEM）图像显示，由于干燥过程，纳米复合材料截面呈现出分层形态，含KCl和不含KCl的样品之间没有明显差异（图S2）。拉曼光谱显示，加入KCl后PEDOT中噻吩环的Cα═Cβ伸缩振动从1425 cm–1移至1417 cm–1（图2d）。这种变化表明PEDOT从卷曲构象转变为更展开或线性构象，增强了链间电荷传输并降低了片层电阻。（27,29）

图2

图2. 纳米复合材料的机械性能和皮肤电极界面阻抗。(a) 不同KCl浓度下独立纳米复合材料的拉伸应力-应变曲线。(b) 纳米复合材料的拉伸模量。(c) 随着应变增加的纳米复合材料电阻变化（n = 3）。(d) 含KCl和不含KCl的纳米复合材料的拉曼光谱。(e) 使用传统Ag/AgCl凝胶电极和纳米复合电极测量的皮肤电极界面阻抗的比较，以及相应的(f) 相位角。

低皮肤电极界面阻抗对于高质量的生物信号记录和高效的电刺激非常重要。(2) 皮肤电极界面可以用一个等效电路来建模，该电路包括一个串联电阻（Ru）和一个并联的电阻分支（Re）以及一个恒相位元素（CPE），以解释界面不均匀性（图S3a）。(30) 在这个模型中，Ru代表下层组织的电阻，而Re对应于皮肤表面的电荷传输电阻。CPE捕捉了界面的非理想电容行为。我们使用电化学阻抗谱（EIS）测量了纳米复合电极和传统Ag/AgCl凝胶电极的皮肤电极界面阻抗与频率的关系（图2e）。在这些测量中，所有电极的有效接触面积保持不变，确保界面阻抗的变化可以仅归因于电极成分和形态的差异。所有纳米复合电极在1 Hz到10 kHz的频率范围内表现出更低的界面阻抗，这一范围与生物信号和刺激频率相关。含有0.25% KCl的纳米复合电极在整个频率范围内的阻抗最低。与凝胶电极相比，含有0.25% KCl的纳米复合电极在1 Hz时的阻抗低19.5倍，在100 Hz时低4.2倍。虽然大多数采用优化材料和机械设计的可穿戴电极的界面阻抗与商业Ag/AgCl凝胶电极相当（31,32），但我们的电极显示出更低的阻抗。纳米复合电极的低阻抗主要归因于PEDOT:PSS中增强的混合离子和电子传输以及无缝界面。添加少量的KCl降低了界面阻抗。此外，在Bode相位响应中，凝胶电极在测量频率范围内表现出更大的绝对相位角（图2f）。这些结果表明，纳米复合材料在皮肤电极界面支持更平衡的电荷传输机制，这是由于离子和电子传导路径的共存。凝胶和纳米复合电极的Nyquist图分别显示在图S3d–f中。使用等效电路拟合的参数总结在表S1中。纳米复合电极的电荷传输电阻（Re）低于凝胶电极，表明在皮肤电极界面处电荷传输更高效。纳米复合电极的恒相位元素幅度（Y0）比凝胶电极高一个数量级，表明其电容耦合增强。降低的α值表明导电聚合物网络内存在体积离子-电子耦合。相比之下，电极间的串联电阻（Ru）保持相当，表明整个组织的电阻是一致的，将阻抗差异主要归因于皮肤与电极之间的界面。使用纳米复合界面进行电生理记录我们使用纳米复合电极和商用Ag/AgCl凝胶电极记录了包括心电图（ECG）和肌电图（EMG）在内的电生理信号以进行比较。ECG测量心脏的电活动，常用于诊断心房颤动和心肌梗死等疾病。(33) EMG记录骨骼肌产生的生物电信号，提供关于肌肉性能及其收缩和松弛背后的神经驱动的见解。除了诊断用途外，EMG信号还广泛用作人机接口的控制输入。(34) 将纳米复合电极和商用凝胶电极放置在受试者胸部，使用标准的三电极配置记录ECG信号（图S4）。图3a,b和图S5a–c显示了使用不同KCl浓度的凝胶电极和纳米复合电极记录的ECG信号。所有电极都清晰地记录了P波、QRS波和T波特征。凝胶电极产生的QRS幅度为2.6 mV，而含有0.25% KCl的纳米复合电极产生的QRS幅度为2.8 mV。对于含有0%、0.1%和0.4% KCl的纳米复合电极，QRS幅度降低到2.1–2.5 mV（图S5d）。这些电极的信噪比（SNR）趋势相似，分别为41.6 dB（凝胶电极）、42.4 dB（0% KCl）、42.3 dB（0.1% KCl）、50.1 dB（0.25% KCl）和39.4 dB（0.4% KCl）（图3c）。这些结果表明，含有0.25% KCl的纳米复合电极在ECG记录中提供了最高的SNR和QRS幅度。我们使用厚度约为60、120和300 μm的纳米复合电极研究了电极厚度对ECG信号质量的影响。所有厚度下的SNR值都相当（图S6a,b）。这些结果表明，低模量的纳米复合材料与皮肤保持紧密接触，并且无论电极厚度如何都提供相似的有效接触面积。图3图3. 心电图和肌电图记录。(a, b) 使用凝胶电极和纳米复合电极测量的ECG信号。(c) 凝胶电极与纳米复合电极之间的SNR比较。SNR的P值（凝胶与0%，凝胶与0.1%，以及凝胶与0.4%），NS，以及凝胶与0.25%，3.99 × 10–6。(d, e) 使用凝胶电极和纳米复合电极测量的EMG信号。(f) 凝胶电极与纳米复合电极之间的SNR比较。SNR的P值（凝胶与0%，凝胶与0.1%，以及凝胶与0.4%），NS，以及凝胶与0.25%，0.02514。数据以平均值±标准差（n = 3）表示。统计显著性：*P < 0.05和***P < 0.0001，NS表示无显著差异。高分辨率图像下载MS PowerPoint幻灯片为了评估电极在动态条件下的性能，我们在受试者执行涉及手部和上半身连续运动的打字任务时记录了ECG信号。纳米复合电极的SNR高于凝胶电极，并且没有检测到运动伪迹（图S7a–c），证明了在动态条件下可靠的信号采集。我们还比较了应用纳米复合电极后立即和连续佩戴8小时后的ECG信号（图S8a,b）。即使经过长时间使用，电极仍保持清晰的ECG波形和明确的特征。8小时后SNR没有显著差异（图S8c）。连续佩戴8小时后，没有观察到由于纳米复合电极引起的皮肤刺激、发红或炎症的可见迹象（图S9）。这些结果表明，纳米复合电极在长时间的电生理监测中保持了稳定的皮肤-电极界面并保持了信号的真实性。我们通过在前臂的屈肌上放置一对电极来测量肌电图（EMG），以记录固定握力引起的肌肉收缩强度（图S10）。使用纳米复合电极和凝胶电极连续收集了三次3秒肌肉收缩后5秒休息的EMG信号（图3d,e和图S11a–c）。我们使用均方根（RMS）分析从肌肉收缩和休息期间的整流电压计算了EMG记录的信号和噪声（图3f）。凝胶电极的背景噪声较高，为30 μV，SNR为19 dB。相比之下，纳米复合电极提供了更高质量的记录，在0%和0.1% KCl时噪声水平降低到24 μV，在0.25% KCl时降低到12 μV，在0.4% KCl时降低到25 μV（图S11d）。含有0.25% KCl的纳米复合电极的SNR在0.1% KCl和0.4% KCl时增加到19–20 dB，在0.25% KCl时达到最大值26 dB。含有0.25% KCl的配方在所有电极中显示出最高的SNR和最低的噪声。我们进一步评估了电极在连续佩戴长达10小时期间的EMG记录稳定性（图S12）。对于凝胶电极，10小时后噪声逐渐增加到38 μV，SNR降至12 dB。相比之下，含有0.25% KCl的纳米复合电极的噪声较低（约8 μV），SNR较高（约29 dB），并且在6小时后稳定下来。这些结果表明，纳米复合电极提供了比凝胶电极更高的信号质量和更好的长期稳定性。使用纳米复合界面进行基于生物阻抗的血流动力学记录生物阻抗测量可以无创地监测血压和脉波速度等血流动力学参数，从而实时了解心血管功能。(22,35) 连续、无创地监测心血管动态需要具有贴合皮肤界面、低界面阻抗和长期稳定性的电极，以便准确检测微妙的血流动力学特征。(36) 刚性金属电极通常无法满足这些要求，表现出较高的电极-皮肤阻抗和噪声较大的脉波形，而常用的凝胶电极在长期稳定性和信号保真度方面存在限制。我们评估了不同KCl浓度的纳米复合电极与商用凝胶电极在生物阻抗记录方面的性能。在手腕的桡动脉上应用了四种类型的电极以实现连续的生物阻抗记录（图4a）。两个外部电极以100 kHz的频率输送400 μA的交流电流，而两个内部电极记录相应的电压响应。使用凝胶电极和纳米复合电极获得的四个脉搏周期的生物阻抗波形分别显示在图4b,d和图S13a–c中。基线阻抗主要反映了下层组织的整体电阻率，主要由皮肤和皮下组成决定，而叠加在基线上的动态波动对应于脉动血流动力学变化。使用这些电极测量的基线阻抗在45 Ω到75 Ω之间波动，其中0.25% KCl的纳米复合电极的阻抗最低（约48 Ω），而传统凝胶电极的阻抗最高（约70 Ω）。这种差异可能是由于界面阻抗的影响。计算了阻抗幅度的导数（dZ/dt）并以正极性绘制（图4c,e和图S13d–f）。dZ/dt信号可用于提取基本血流动力学参数，如每搏输出量和心输出量。(37) 使用纳米复合电极记录的生物阻抗脉波形中可以清晰地区分出三个特征峰值：击打（P）波、潮汐（T）波和二重（D）波（图4d）。这些峰值分别对应于左心室向主动脉射血、来自上肢和下肢的反射波以及主动脉瓣的关闭。(38) 相比之下，使用凝胶电极记录的生物阻抗波形中T波和D波不太分明。桡动脉增强指数（AIr），定义为P波幅度与T波幅度的比率，是评估动脉硬度的常用参数。(38) 我们从纳米复合电极获得的生物阻抗波形计算出AIr约为40%，这与健康年轻人的报告范围40–60%一致。(39,40) 我们比较了使用纳米复合电极和凝胶电极记录的生物阻抗波形得出的最大dZ/dt幅度（图4f）。0.25% KCl的纳米复合电极的最大dZ/dt幅度达到3.22 Ω/s，大约是凝胶电极的3.7倍。这些结果确认了具有最佳离子负载的纳米复合电极在捕捉快速血流动力学变化方面具有最高的灵敏度。图4图4. 生物阻抗记录。(a) 示意性地展示了手腕桡动脉的生物阻抗记录。(b) 使用Ag/AgCl凝胶电极测量的生物阻抗信号。(c) 使用纳米复合电极测量的生物阻抗信号随时间的一阶导数。(d) 使用凝胶电极测量的生物阻抗信号随时间的一阶导数。(f) 比较凝胶电极和纳米复合电极的dZ/dt峰值。P值（凝胶与0%（3.48 × 10–6），凝胶与0.1%（2.42 × 10–7），凝胶与0.25%（6.14 × 10–8），以及凝胶与0.4%（3.69 × 10–6）。数据以平均值±标准差（n = 3）表示。统计显著性：****P < 0.0001。高分辨率图像下载MS PowerPoint幻灯片纳米复合界面用于经皮电刺激经皮电刺激由于其能够通过皮肤非侵入性地调节神经活动，因此在神经调节、康复和疼痛管理中得到了广泛应用。(41,42) 传统的凝胶电极在这些临床应用中很常见，但电荷注入能力和刺激舒适度有限。(43) 与传统的电极相比，我们的电极由于纳米复合材料的离子和电子导电性的结合，可以提高电荷注入能力并延长耐受阈值。我们首先使用猪皮在体外评估了电荷注入能力（CIC）。我们记录了电压瞬变以量化CIC，通过注入相位持续时间为200 μs的平衡电荷、阴极优先、对称的双相电流脉冲（图5a）。该协议在神经刺激研究中广泛使用，以最小化不可逆的法拉第反应和组织损伤。(27) 可逆电荷注入的电流限制由水分解窗口（PEDOT:PSS为-0.9至0.6 V）定义，阴极和阳极电位在脉冲终止后10 μs确定（图5b）。使用商用刺激凝胶电极（Axelgaard PALS）和纳米复合电极收集了平衡电荷双相脉冲的电压瞬变和电流响应以进行比较。0.25% KCl的纳米复合电极实现了1.33 μC/cm2的CIC，比凝胶电极（0.51 μC/cm2）提高了2.6倍。0%和0.1% KCl的纳米复合电极也将CIC提高了约2倍，达到1.03–1.19 μC/cm2，而0.4%的过量离子负载则使CIC降低到0.82 μC/cm2（1.6倍）（图5c）。总之，这些结果证实了0.25% KCl的纳米复合电极在其他纳米复合电极和凝胶电极中提供了最高的电刺激效率。图5图5. PALS和纳米复合电极的电化学和经皮刺激性能。(a, b) 代表性地展示了不同KCl浓度（0、0.1、0.25和0.4%）的PALS和纳米复合电极记录的电压瞬变曲线和相应的电流脉冲。(c) 计算的PALS和纳米复合电极的电荷注入能力（CIC），显示纳米复合材料提高了电荷传递效率。P值（PALS与纳米复合电极）：0.00256（0% KCl），3.25× 10–4（0.1% KCl），2.89× 10–4（0.25% KCl），和2.44× 10–4（0.4%KCl）。(d) 不同厚度的PALS凝胶和纳米复合电极的感知阈值（ST）和疼痛阈值（PT）电流。P值（PALS与纳米复合电极）：ST = 0.04086（120 μm），0.00863（300 μm），和3.29 × 10–5（420 μm）；PT = 4.35 × 10–4（120 μm），1.51 × 10–4（300 μm），和2.97 × 10–6（420 μm）。(e) PALS凝胶和纳米复合电极的刺激窗口（PT-ST）。P值（PALS与纳米复合电极）：1.10 × 10–4（120 μm），1.29 × 10–5（300 μm），和2.18 × 10–8（420 μm）。(f) PALS凝胶和纳米复合电极的舒适指数（PT/ST）。P值（PALS与纳米复合电极）：0.00148（120 μm），0.00476（300 μm），和9.59 × 10–10（420 μm）。所有误差条表示标准差（SD），NS表示无显著差异。统计显著性：*P < 0.05，**P < 0.01，***P < 0.001，****P < 0.0001。高分辨率图像下载MS PowerPoint幻灯片接下来，我们在人类受试者身上评估了经皮电刺激的有效性。刺激是通过放置在左前臂腹侧的 surface 电极施加的平衡电荷、阴极优先的双相电流脉冲（每-phase 200 μs）进行的。感觉阈值（ST）被定义为参与者报告感知到任何感觉的最低电流强度，而疼痛阈值（PT）则被定义为视觉模拟量表（VAS）≥3/10的阈值，这一阈值在实验性疼痛研究中常用以更清晰地定义可感知的不适感。(44) 在这些实验中，参与者对刺激强度的类型是不知情的。无论是商用凝胶电极还是纳米复合电极都能可靠地引发感觉阈值和疼痛阈值（图5d）。我们准备了0.25 wt% KCl纳米复合电极，其厚度范围从120微米到420微米，以评估刺激效率和舒适度。PALS凝胶电极的刺激窗口（PT-ST）为4毫安（图5e）。相比之下，纳米复合电极将刺激窗口扩展到了8毫安，表示操作范围增加了100%（图5e）。舒适度指数（PT/ST）从凝胶电极的2.5提高到了纳米复合电极的7，相当于耐受性提高了2.8倍（图5f）。这些结果表明，较厚的纳米复合电极能够更有效地注入电荷，并显著提高刺激舒适度。刺激舒适度很大程度上取决于电极与皮肤之间的界面特性，包括阻抗、极化行为以及皮肤表面的电流分布。(45) 在电流控制刺激下，这些特性可以降低极化电压并促进体积离子-电子电荷耦合，从而实现了这里观察到的扩展刺激窗口和更高的疼痛阈值。为了评估重复使用过程中的稳定性，我们进行了30次重新应用周期，每次周期中电极都被重新施加到皮肤上，然后进行刺激协议，之后再移除电极。我们比较了早期周期（1-3）和后期周期（28-30）的刺激性能（图S14a-c）。刺激窗口和舒适度指数在早期和后期周期之间也没有显著差异。这些结果表明，纳米复合电极在重复刺激和使用过程中保持了可重复的性能。稳定性测试进一步证明，在环境存储7天后这些优势仍然存在（图S15a-c）。凝胶电极的刺激效率降低是由于干燥导致的水分损失和离子传输受阻，这增加了界面阻抗并缩小了安全操作范围。相比之下，纳米复合电极中的吸湿性掺杂剂保持了水分和高效的离子-电子传输，从而提高了刺激稳定性。这些发现突显了纳米复合电极相对于商用凝胶电极的鲁棒性和耐用性，使其成为长期可穿戴神经调节的有效且舒适的接口。尽管纳米复合电极在记录质量和刺激效率方面优于商用凝胶电极，但评估是在有限的刺激和穿戴条件下进行的。在长时间连续穿戴、反复出汗、运动和环境暴露下的长期性能仍有待验证。潜在的改进措施包括增强封装和粘附性以支持长期穿戴，以及将电极集成到具有标准化读出和刺激模块的全可穿戴系统中。

结论
我们开发了一种柔软、可拉伸的PEDOT:PSS基纳米复合材料，其中添加了多功能添加剂，以实现稳定、低阻抗和高效的皮肤-电极接口，用于电生理记录和经皮刺激。吸湿性和离子掺杂剂的协同作用实现了平衡的离子-电子传输、机械柔软性和长期的水合稳定性。优化后的纳米复合电极在心电图（ECG）和肌电图（EMG）记录中提供了更高的信噪比、增强的生物阻抗灵敏度，以及更宽的安全和舒适刺激窗口。这些发现为柔软、耐用和高保真度的生物电子接口的材料设计框架奠定了基础，推动了下一代可穿戴传感和神经调节技术的发展。

实验部分
材料
PEDOT:PSS水溶液（Clevios PH1000）购自Heraeus Epurio LLC。PDMS（Sylgard184）购自Dow Corning。d-山梨醇、甘油和氯化钾购自Thermo Scientific Chemicals。水溶液使用Sartorius Arium Pro Ultrapure水系统制备的去离子水（18.2 MΩ-cm）配制而成。所有化学品均按购买时的状态使用。

类似皮肤的纳米复合电极的制备
将d-山梨醇（3% w/v）和甘油（3.5% w/v）与原始PEDOT:PSS水溶液（1.1–1.3 wt%）混合，得到塑化的PEDOT:PSS溶液。混合物剧烈涡旋2分钟，超声处理20分钟，然后再次摇晃20分钟以确保均匀性。随后以0%、0.1%、0.25%和0.4%（w/v）的浓度将KCl加入塑化的PEDOT:PSS溶液中，并再摇晃30分钟以实现均匀的离子结合。为了制备独立电极，将PDMS预聚物和固化剂（按10:1的比例）以500 rpm的速度旋涂在聚酰亚胺基底上1分钟，然后在125°C下固化20分钟。固化的PDMS基底经过等离子体处理以增强表面润湿性。使用CO2激光切割机在Parafilm上切割出开口，然后将其层压在PDMS表面上，将PEDOT:PSS溶液限制在指定区域内。将纳米复合材料前驱体滴涂到指定区域，并在室温下干燥。去除Parafilm后，将在指定区域干燥的纳米复合薄膜在60°C下热处理并在130°C下退火，从而得到形状精确的柔软独立电极。Tegaderm作为电极的可拉伸背衬层，其连接区域被封装起来，以确保机械稳定性和电气绝缘。所有实验中，电极都使用灵活的、低电压、高温硅绝缘电线（36 AWG, McMaster-Carr）连接到数据采集系统。

纳米复合薄膜表征
使用MARK-10进行了拉伸测试。拉伸测试期间的应变速率为3毫米/分钟。薄膜电阻使用数字万用表（NI-USB4065）和四探针方法测量。电压瞬态响应和皮肤-电极阻抗使用Gamry Reference 600+电位计测量，分别在猪皮和人体皮肤上进行测试。所有用于电化学表征的电极的几何表面积（GSA）为1.767平方厘米。电压瞬态测量的脉冲持续时间为200微秒。我们通过在工作电极和对电极上施加双相对称的阴极优先电流脉冲来分析电流-电流（CIC）。根据先前报道的协议，最大阴极和阳极电化学电位是在阴极和阳极脉冲结束后10微秒时的电位。(27) CIC使用公式1计算，其中总注入（Qinj）电荷 = Qinj（阴极相）+ Qinj（阳极相）：CIC = (QinjGSA)。

阻抗分析使用EIS进行，频率范围为1 Hz至10 kHz，电位偏置为10 mV。

电生理测量
使用BIOPAC系统（MP160, ECG 100D, EMG 100D）记录心电图（ECG）和肌电图（EMG）。对于ECG测量，三个电极（正极、负极和接地电极）以Lead II型配置放置在胸部，RA（VIN?）位于右锁骨附近，LL（VIN+）位于左下肋骨区域，RL（GND）位于右下肋骨区域。信号以2 kHz的采样率采集，通过60 Hz的陷波滤波器抑制电源线干扰，并在0.5至35 Hz之间进行带通滤波。双极EMG信号从前臂肌肉使用两个电极采集，这两个电极放置在前臂腹侧，另一个电极位于手腕附近作为接地电极。原始EMG信号（10 kHz采样率）通过60 Hz的陷波滤波器抑制电源线干扰，在20至450 Hz之间进行带通滤波，并使用25毫秒RMS移动窗口平滑处理以量化肌肉激活。信噪比（SNR）使用公式2计算。对于ECG分析，Asignal表示QRS复合波形的RMS幅度，Anoise表示非QRS区域的RMS值。采用模板减法方法，对齐的心跳信号进行平均以形成代表波形，噪声定义为减法后的残差，从而分离出如电极噪声和随周期变化的运动伪影等不可重复的成分。对于EMG分析，Asignal表示肌肉收缩期间的RMS幅度，而Anoise表示肌肉休息期间的RMS值。

血流动力学测量
使用BIOPAC系统（MP160, NICO100C）以四极配置评估生物阻抗。四个电极沿手腕附近的桡动脉纵向放置，中心间距为1厘米。商用凝胶电极和纳米复合电极的有效接触面积相同。电极直接应用于清洁、干燥的皮肤上，无需进行磨砂或化学皮肤处理。参与者坐着，前臂保持与心脏水平，指导他们在数据采集过程中保持静止以最小化静水压力变化。通过外部电极施加400微安的电流，内部电极测量电压响应，随后将其转换为阻抗。信号使用10 Hz的低通滤波器和直流高通滤波器进行过滤。

经皮电刺激
使用恒定电压的STIMISOLA隔离刺激器（BIOPAC Systems Inc., Goleta, CA, USA）通过商用PALS凝胶电极（Axelgaard Manufacturing, USA）和纳米复合电极（0.25% KCl）进行电刺激，两种电极的尺寸相同（面积=1.767平方厘米）。近端电极放置在左前臂腹侧，距离肘部0.5英寸处，远端电极位于左手掌丘，位于中线外侧和手腕远端。电极的正极连接到刺激器的近端，负极连接到远端。施加电荷平衡的双相阴极优先脉冲（0.4毫秒脉冲宽度），频率为100 Hz，以五次脉冲的序列进行，每个序列之间有不应期间隔。感觉阈值（ST）定义为首次一致性刺痛感，疼痛阈值（PT）定义为10点视觉模拟量表上的评分≥3。(46) 计算了刺激窗口（PT-ST）和舒适度指数（PT/ST）以进行比较。