导电高分子在神经界面电极中的应用

樊文倩，钟正祥，田宫伟，王 宇，巩桂芬，齐殿鹏

（1.哈尔滨理工大学材料科学与工程学院,哈尔滨150080；2.哈尔滨工业大学化工与化学学院,哈尔滨150001；3.郑州大学材料科学与工程学院,郑州450001）

随着全球人口老龄化时代的到来，阿尔兹海默症、帕金森综合症及亨廷顿综合症等神经衰退性疾病日益成为人类的健康负担，人们迫切地希望知道大脑是如何工作的. 因此，以探索大脑奥秘、攻克大脑疾病为导向的脑科学与建立和发展人工智能技术为导向的类脑研究成为各个国家争相探索的科学热点. 然而在治疗大脑疾病，研究脑机智能技术，从医用神经假体到军用人体外骨骼系统的发展中，最基础且关键的问题是人们对于神经系统的了解不深入，很多神经系统的作用机制还不够清楚［1］，所以尽快了解神经系统的构成和作用机理，并将此应用于神经器械产品的研究开发是目前最重要的科研方向. 神经界面电极作为神经组织与神经假体之间的桥梁，能够帮助人们通过研究单个神经元的电活动情况以了解中枢神经系统内部的复杂作用机理，更好地理解人体产生、传输和处理信息的机制，为开发实用的神经假体提供所需的高度保真的知觉和控制信息［2～8］.

早在1950 年植入性神经电极已有报道，其是一种比较简单的金属微丝电极. 随着科学研究的不断深入，这种电极所能提取的信息已无法满足人们的需求，因此在纳米技术和微制造技术快速发展的大趋势下，一些精度更高、侵入性更小［9，10］的硅基神经电极陆续出现，Michigan 微电极［11］和Utah 电极［12，13］成为实验室首选研究工具. 但这类电极表面积较小，常表现出较高阻抗值，为达到有效工作所需的电荷密度［14，15］，需要施加较高电压，这将对电极周边的组织造成不可逆的损伤［16］；这类电极由各种导电材料（包括金、铂、氧化铱）制成，凭借其惰性材料的特性在神经环境中的使用得到了认可［17］，但由于它们表面都十分光滑，并不利于组织整合，早期的组织反应通常持续14～28 d，并伴随有炎症及星形胶质细胞增殖及反应性星形细胞出现等现象. 这种持续反应的显著特征是，由反应性星形细胞和反应性小神经胶质细胞构成的纤维鞘变得紧密，使得神经电极与神经细胞界面的阻抗升高，大大降低了电极与神经细胞的带电离子传导能力，并最终导致电信号减弱，直至失效［18］，且在金属电极中离子的释放也会影响组织的反应，因此使用金属进行神经连接的设备性能已达到了平台期［19，20］.

为了改善电极与组织之间的生物兼容性，并将这类电极植入后的排异反应降至最低限度，研究人员采用了多种材料修饰策略来防止电极失效［21～23］. 导电高分子由于其满足多种神经元疗法的性能标准，包括记录和刺激神经活动、神经组织的再生和生物活性分子的传递而受到人们的广泛关注. 导电高分子具有交替的单键和双键，在使用有效的掺杂机制制备时，会沿着高分子骨架创建出一个连续但不稳定的路径［24］，长链中的π键电子较为活泼，特别是与掺杂剂形成电荷转移络合物后，容易从轨道上逃逸出来形成自由电子. 大分子链内与链间π电子轨道重叠交盖形成的导电能带为载流子的转移和跃迁提供了通道. 在外加能量和大分子链振动的推动下，有效提升了导电性［25～27］，甚至可能与金属材料的电导率达到同一数量级［28～30］. 对于目前通过导电高分子改善金属电极阻抗过高问题的理论依据可以通过电极与电解液之间形成的双电层理论进行分析解释. 电极一般带负电荷形成一个负离子层（即决定电位离子层），其外部由于电性吸引而形成一个正离子层（或称反离子层：包括非活动性离子层和扩散层），合称为双电层. 对于金属电极，溶液中带电离子静电吸引和热运动两种效应的结果导致溶液中反离子只有一部分能够紧密地排在固体表面附近，而导电高分子额外携带的离子部分可以更大程度地改变电荷分布，使得电解液中更多的离子被压缩到靠近电极的部分，使得电极界层电势差增大，进而导致除内阻与法拉第阻抗之外的双电层电容减小，进而有效降低阻抗［31，32］. 另外，导电高分子提供的高比表面积有利于细胞和组织整合，较软的高分子材料可以通过减小组织与电极间的应变失配引起的炎症反应进而减小信号退化的程度. 此外，还可以通过添加生物大分子来实现电极功能化，以改善生物相容性，并促进特定的细胞反应［33～36］.

本文综合评述了导电高分子在神经界面电极中的应用（图1），从导电高分子涂层电极、全导电高分子电极和导电复合材料电极等方面讨论了上述导电高分子电极在神经记录、神经刺激、神经再生等方面的进展，并对导电高分子在神经电极方面的应用前景进行了展望，以期对进一步优化神经电极的性能提供新的思路.

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

1 导电高分子微电极表面涂层

随着科学研究进一步深入，神经界面电极已经被广泛应用于神经记录与刺激等领域，传统神经电极虽然可以通过减小电极尺寸实现高空间分辨率，但电极表面积减小会增加阻抗，导致记录信号质量下降，因此在电极尺寸和记录信号质量之间需要作以权衡. 因此，采用多孔或粗糙的导电高分子材料对电极进行改性，以增加表面积降低阻抗，从而提高信噪比成为提升电极性能的新思路. 常见的聚吡咯（PPy）、聚（3，4-乙基二氧噻吩）（PEDOT）和聚苯胺（PANi）等导电高分子凭借其优异性能已经作为神经电极涂层被广泛研究［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]

从阻抗方面来说，导电高分子结构的本征孔隙率可以增加电极的电化学表面积，有效降低其电化学阻抗，提高信噪比. Cui等［40］用聚吡咯/聚苯乙烯磺酸（PPy/PSS）、聚3，4-乙撑二氧噻吩/聚苯乙烯磺酸（PEDOT/PSS）来修饰神经微电极，在1 kHz 频率下，修饰电极的阻抗明显下降，获得了电性能较好的神经组织界面（1 kHz 是神经活动的最相关频率［41］）. Abidian等［42］也发现，PEDOT和PPy结构可以分别将裸金电极的阻抗从800 kΩ 降低到4 kΩ 和80 kΩ；在另一个实验中，相同聚合条件下PEDOT/表现出比PPy/［4（28.3±2.6）kΩ］更低的阻抗幅度［（10.8±1.8）kΩ］［43］. 此外，他们利用PLLA（聚乳酸）作为模板在神经微电极表面沉积PEDOT纳米管［图2（A）］来修饰电极，这些研究都表明利用导电高分子修饰电极表面可有效改善其电学性能［44，45］. 总的来说，当用电活性材料修饰微电极时，涂层越粗糙多孔，其阻抗就越低［46～48］. 为了进一步证明这一观点，也可以将其它导电高分子通过电聚合沉积在各种模板周围以获得电纺纤维和纳米管等结构，在与对应材料的薄膜涂层进行对比［图2（B）］后可以发现，这些结构在另一维度上提升了导电高分子涂层的粗糙度，提升了比表面积，进而达到降低电极阻抗的目的［43，49］. Cui 等［40］和Zhou 等［50］研究发现，不同的电化学沉积法（恒电位法与恒电流法）也会对涂层性能产生影响. 与恒电位聚合方法相比，恒电流聚合膜具有较低的阻抗幅度. Baek等［46］进一步研究了掺杂剂尺寸与电学性能之间的关系，发现较小的负离子掺杂的PEDOT 薄膜具有高的电荷转移能力和更低的阻抗. Charkhkar 等［51］也发现掺杂剂尺寸与阻抗之间表现出相似的趋势，其中掺杂四氟硼酸盐的PEDOT在1 kHz时，阻抗比PEDOT/PSS电极涂层低大约一个数量级. 对于导电高分子涂层的电学性能与其掺杂物尺寸间的关系，通常认为较小的掺杂物会产生更粗糙的薄膜，增大比表面积，导致阻抗降低，而大尺寸的掺杂物会引起导电高分子的链间距变大从而导致阻抗增加［51］. 多个研究小组还研究了沉积电荷密度与阻抗［52～54］之间的相关性. 结果表明，沉积电荷密度与表面粗糙度成正相关，当电荷密度超过一定值时，由于暴露比表面积的增大导致阻抗出现下降.

对于电极功能的另一研究方向是对植入体内的电极加载电信号来刺激或抑制神经活动以期对治疗神经系统性疾病提供新的治疗思路. 从电荷注入能力的角度来说，大量的研究证明导电高分子成功改善了铂和金微电极电荷转移性能［39，40，50，55～57］. 大多数导电高分子电极涂层的电荷注入极限在1～3 mC/cm2之间，与裸铂和裸金微相比，电极的电荷注入极限至少增加了3倍. Zhou等［50］发现，引入碳纳米管，电荷注入极限可达到8.4 mC/cm2. 通过导电高分子修饰增加电极的电荷注入能力，可以扩大电极刺激的安全窗口，并允许更大幅度的脉冲安全传递.

除了电极的电化学阻抗与电荷注入能力外，电极长期使用的稳定性是考察电极性能的另一个重要指标. 与大多数的电极涂层一样，导电高分子也会随着使用时间的延长发生分层和断裂［58］. 导致这种现象的原因包括非生物与生物两种因素. 非生物因素主要是指导电高分子的老化，对于其研究一般采用加速老化和慢性生物相关刺激进行模拟［50，59，60］. Cui等［61］将导电高分子PPy/PSS分别沉积在镀金电极和非镀电极表面，发现两种电极表面沉积的导电高分子膜的电化学性质和形貌基本相似，但镀金电极表面更加粗糙，有效沉积表面积增加，从而提高了导电高分子的黏附力. 在所有可能引起分层的实验之后，沉积在镀金电极上的导电高分子膜仍保持附着在探针上，而在黏附力测试期间，沉积在非镀电极上的高分子膜掉落或失去了与基底电极的大部分连接. 与PEDOT 相比，PPy基电极虽然容易聚合，但它们易受氧化还原反应或pH干扰的影响［62］. Vázquez等［63］研究发现，PEDOT对O2和CO2的敏感性较低，更适用于生物应用的电极涂层. Yamato等［64］对PPy和PEDOT电极的稳定性进行了直接比较，结果表明，在恒极化条件下（400 MV），PEDOT/PSS 保持了89%的电活性. 而PPy/PSS仅保留其原始电活性的5%. PEDOT的稳定性提高是3，4-乙烯二氧噻吩（EDOT）的二噁英取代结构引起的，其可以防止亲核攻击，并且不易降解和释放掺杂物［65］. Green等［66］将掺杂了ClO4−，PTS或PSS的PEDOT分别作为导电涂层涂覆在光滑铂和粗糙铂电极上，然后将电极在89 ℃下保持21 d，以此来模拟2年期的老化过程. 结果表明，3种不同掺杂剂的PEDOT在两种电极表面都出现了老化，在粗糙衬底上的导电高分子抗老化性能更好一些；此外，在含有蛋白质的培养基中，导电高分子受到严苛的生物学条件刺激，在光滑铂电极上沉积的不同掺杂剂的PEDOT 涂层在13 亿次脉冲范围内均失效，而在粗糙铂电极上，PEDOT/PTS和PEDOT/ClO4-在15亿次脉冲后仍然有效. 微电极涂层的生物稳定性则取决于它们在神经环境中功能的正常实现，以及有没有导致电极损伤或明显的炎症反应. Charkhkar等［67］以阻抗和记录位点来评估体内植入电极的稳定性，比较了裸金电极与PEDOT/四氟硼酸酯（TFB）修饰微电极的慢性神经电记录. 虽然急性脑组织反应导致金电极和PEDOT/TFB 电极的阻抗都出现了增加，但是PEDOT/TFB 的阻抗值始终较低，此外，在前四周PEDOT/TFB微电极也显示了更高的记录位点数和更高的信噪比. Abidian等［68］通过比较硅基探针上涂覆PEDOT/ClO4-纳米管涂层电极和未涂覆的裸金微电极在49 d 的实验周期里1 kHz下的阻抗值和活性高质量记录位点来评估电极的体内性能. PEDOT涂层电极的阻抗和记录高质量信号位点占比均优于未涂覆电极. Wang等［69］在Pt电极的表面上合成了PANi纳米颗粒，在0.9%（质量分数）氯化钠溶液中电刺激30 d后，膜形态和PANi纳米颗粒没有明显变化；该致密膜可作为Pt表面的保护膜，适合长期植入的电极涂层；电刺激能够增加PANi 膜对蛋白质的吸附量，并且PANi 的纳米结构可以抑制蛋白聚集. Di等［70］通过原位聚合方法制备了PANi涂覆的Pt电极，通过测定共轭二烯和磷脂过氧化物含量评价大鼠视网膜的过氧化作用，发现与裸铂电极相比，PANi涂覆的Pt电极吸附较少的视网膜碎片和诱导较低的过氧化水平；PANi涂层在180 d的模拟体内环境电刺激后，仍然能保持完整和稳定的纳米颗粒形态，而未涂覆PANi 涂层的铂电极则在30 d后发生了明显的腐蚀. 虽然目前为止关于导电高分子涂层微电极的体内研究还相对较少，但目前存在的体内研究都显示出相同的趋势，可以在一定程度上说明导电高分子作为涂层对微电极的正面影响.

另一减少生物不良反应和改善微电极稳定性的策略是在导电高分子中掺入一些生物大分子，包括神经营养物质和抗炎剂［71，72］. Green等［39］利用DCDPGYGSR（一种蛋白肽序列）做了一系列研究，结果表明，与PEDOT/PTS涂层相比，PEDOT/DCDPGYGSR 作为涂层的铂电极更加柔软，与裸金电极的急性活体记录相比，PEDOT/DCDPGYIGSR涂层将铂电极记录的1 kHz下的阻抗值有效地降低了约80%，信号幅值较高，振幅噪声较低，但蛋白肽的掺杂物并不像预期那样表现出对神经元生长的支持. Cui等［73］将PEDOT/DCDPGYIGSR 和PEDOT/PSS 作为金属电极涂层进行了比较，在PEDOT/DCDPGYIGSR 和PEDOT/PSS 微电极上培养胶质细胞，与PEDOT/PSS 单位面积上的0.2 个细胞相比，包含DCDPGYGSR的位点促进了神经胶质连接具有1.9个细胞. Lee等［74］用生物衍生的水凝胶基质（MG）涂覆在有聚对二甲苯涂层的神经电极表面，MG既作为电极与生物组织间的机械和生物缓冲层，还可以释放生物活性分子，调节细胞反应和提高电极的信号记录质量. 在MG中加载地塞米松降低了植入引起的免疫应答反应，同时添加了神经生长因子（NGF）和脑源性神经营养因子（BDNF），以维持神经元密度并促进电极表面的神经元生长，这种负载了地塞米松和活性因子的MG涂层能够显著改善大鼠运动皮层神经信号记录信噪比.

2 全导电高分子电极

导电聚合物用作金属电极改性的涂层，虽然有效地降低了电极-组织间的阻抗，提升了电极的性能，但是这些导电高分子修饰的金属电极，贵金属成本高、硬度大且拉伸性能差可能侵入组织，降低了电极的生物兼容性等问题都亟待解决［57，75］. 因此以单一导电高分子为导体的神经界面电极应运而生. BLau 等［60］利用光刻等手段，将PDMS（聚二甲基硅氧烷）用作电极微通道的绝缘部分，通道中填充PEDOT∶PSS，制备得到可弯曲、可伸展且无细胞毒性的PolyMEA（全聚合物微电极阵列）［图3（A）］，埋入体内能够可靠地捕捉动作电位，证明这些传统导体可以被高度柔性的导电聚合物取代的可能性.

更适应于体内组织运动环境的高可拉伸性PolyMEA的研究还处于起步阶段，实现这一目标的关键挑战在于电极-组织界面和电极-基底界面之间的竞争. 为提高导电高分子神经电极的性能，针对其结构做了很多研究，其中纳米结构的导电高分子凭借其高比表面积导致电荷转移增强，另外，由于导电高分子作为软材料的独特特性，可以减少炎症或毒性引起的神经元与电极表面的错配应变，从而改善神经元电极的性能. Qi等［76采用简单的电聚合工艺制备了纳米线修饰的PPy电极材料［图3（B）］. 纳米线可以在电极和基片之间引入过渡层以提高其附着力，而PPy薄膜具有良好的导电性和低的阻抗. 利用这种电极材料，首次成功地制备了高延展性的PolyMEA，并将其包裹在大鼠的坐骨神经上进行刺激，两个针电极插入大鼠的腿部进行信号记录［图3（C）］，通过记录输入刺激信号和相应的肌电图［图3（D）］证明了PolyMEA 用于向神经纤维传递脉冲电输入，使大鼠腿有了周期性移动的可行性. 此外，所制备电极也展现了优良的循环稳定性（10000次的机械负载）、高电导率（超过800 S/cm）和稳定的电化学性能. 改变导电高分子结构这一策略的成功为高度可伸缩和机械稳定的PolyMEA提供了一个新的视角，这对于柔性神经电极更好的临床应用至关重要.

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 导电高分子复合材料电极

导电高分子具有的粗糙结构、良好的环境稳定性已经很大程度上满足了神经接口材料的要求，但由于传统电沉积的导电高分子刚性易碎及疤痕组织包裹的持久性都阻碍了其在生物体组织环境中的性能表现，导致有关体外检测的全部性能并没有完全转化到体内环境. 导电高分子作为电极涂层在植入生物体时，较为严重的材料损失与电刺激下可能出现的分层情况都为新型电活性杂化材料或软质复合材料的发展提供了契机. 这些材料包括导电高分子和水凝胶、弹性体、活性材料及生物分子的复合材料［43，77］.

Green等［78］将导电聚合物PEDOT与阴离子水凝胶混合制备了导电水凝胶. 该材料表现出高度的基体相互渗透，从而有效地封装了易碎的导电高分子，解决了在传统导电高分子中力学性能差的问题，并保持了比金属电极更优越的电活性. 虽然水凝胶能够软化导电高分子，防止了易碎材料的流失，但由于水凝胶是相对脆性的材料，在使用过程中会发生分层开裂，破坏电极的有效连接，所以研究人员提出了将导电高分子与弹性体集成的思路. Shenoy 等［79］和等Wang［80］通过将聚氨酯泡沫塑料用PPy 浸渍，这种结构不仅具有弹性和多孔形态，而且可以通过加载导电高分子组分来控制导电性，但这种材料的电导率太低并不能很好地应用于医用电极. Luo 等［81］利用Triton X-100 作为活性剂，将PEDOT：PSS和PDMS制备成高分子共混膜，一定程度上改善了这个问题，导电高分子膜表现出20 Ω的单位电阻和约82%断裂伸长率，并且具有优异的压阻效应和长期稳定性.

Kim等［82］用二氧化锰（MnO2）修饰PEDOT纳米椭球体（PEDOT/MnO2），将其用于神经元的实时监测和促进突起的生长［图4（A）］. 通过氧化还原沉积在PEDOT纳米材料表面形成MnO2结构域促进神经元分化，PEDOT 纳米材料为神经元分化提供了安全的基质. 此外，PEDOT/MnO2纳米椭球被用于神经元细胞的无标记实时监测，检测活细胞释放的儿茶酚胺. 此研究可能为杂化导电高分子纳米材料在细胞间的连接开辟可能性. Kang等［83］通过以聚苯乙烯自组装微球为牺牲模板，制备了多孔性NGF（神经生长因子）掺杂的PPy纳米结构［图4（B1）和（B2）］，并演示了它们作为神经元生长的交互底物的用途. PPy的开口孔结构在NGF 释放曲线中与电场结合时会产生放大作用. 这种结构提供了神经营养因子的自由扩散、良好的细胞黏附和导电表面，从而增强了细胞活性和神经突延伸行为. Jang等［84］介绍了聚对苯二甲酸乙二醇酯底物上的PANI（聚苯胺）微图案，用于神经元细胞的细胞图案化和生物分子检测［图4（C）］. 在喷墨打印的PANI图案上进一步修饰精氨酸-甘氨酸-天冬氨酸肽（RGD），选择性黏附大鼠嗜铬细胞瘤PC-12细胞. 细胞以RGD固定化的PANI为模板，具有较高的选择性和生长能力. 此外，将RGD固定的PANI图案可作为生物分子从PC12细胞释放的实时电检测器. Kim等［85］在不影响PEDOT微电极电性能的情况下，采用电化学沉积法将PDA（聚多巴胺）与PEDOT结合，形成聚多巴胺-PEDOT杂化（PEDOT/PDA）微电极. 对PEDOT/PDA 微电极的电性能进行了表征. 证明其具有低阻抗、高电荷存储容量（CSC）和高电荷注入极限（CIL）的特点. 并将PEDOT/PDA微电极应用于海马神经元的实际记录和刺激，PEDOT/PDA微电极良好的生物相容性使得神经网络活性维持数周. 通过在体外测量海马神经元的胞外神经元尖峰和激发神经元网络中的电活动成功地证实了微电极的功能［图4（D）］. Wang等［86］将聚多巴胺作为氧化石墨烯的还原剂和改性剂，提高了导电涂层与基体之间的界面黏附性. 为了获得更好的导电性，进一步在混合膜上引进CNTs 形成PEDOT∶PSS，CNTs，PDA-RGO 的层状结构［图4（E）］，得到的最佳电阻值为52.2 Ω/sq. 在推进电极导电性、柔性化的同时为电极透明化提供了可能性.

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

4 展望

导电高分子凭借其独特的导电方式以及良好的机械调配性，能够在有效减小阻抗提高记录和刺激应用选择性的同时减小由炎症反应导致的信号退化，进而成为替代传统刚性电极的热门材料. 但面对此机遇的同时也伴随着挑战，导电高分子作为植入式神经界面电极在临床应用中仍存在以下几方面问题亟须解决：（1）与所有高分子一样，导电高分子也存在老化问题，随着埋入体内时间的增长，接受电刺激达到一定程度就会发生断裂分层的情况，从而导致界面匹配度降低并影响电极性能.（2）导电高分子一定程度上降低了炎症反应导致的信号退化问题，但并未完全消解这种负面影响，所以寻找性能更加优异的生物因子对其进行正向干预进一步提升生物相容性也相当重要.（3）与刚性金属电极相比，导电高分子减弱了植入时的机械不匹配问题，但导电能力却比刚性金属弱，一些相关研究发现利用导电高分子制成的电极导电性不好，只能点亮二极管，这并不能满足医用电极的要求. 所以基于导电高分子的优势，进一步探究新的方法去解决当前面临的问题，制备出与人体组织高度贴合、性能稳定的柔性可植入神经电极仍是解决大脑疾病促进精准医疗以及发展类脑科学的关键.