综述：用于心电图监测的柔性干电极：工作原理、设计策略与最新进展

本综述系统阐述了柔性干电极（FDEs）在心电（ECG）监测领域的最新进展。聚焦其工作原理（单导联/多导联系统）、材料选择（碳基/金属基/导电聚合物）与结构设计（纳米/阵列/纺织/蛇形结构），重点分析了电子皮肤（e-skin）、纺织基与微阵列电极等前沿技术，并探讨了信号稳定性、环境适应性等挑战，为开发高性能用户中心化ECG电极提供了路线图。

电极导联与心电图工作原理

心电图（ECG）作为捕捉心脏电活动的关键工具，其准确性高度依赖于电极导联（EEL）系统的设计。传统系统（如标准12导联）通过特定电极布局提供心脏电生理活动的全面视图。单导联ECG仅使用一对定向电极（可能包含参考电极），通常放置于手腕或胸部，主要反映单轴心电活动。其简化设计降低了线路复杂性，适用于便携监测，但无法像多导联系统那样全面评估心脏电生理状态（如ST段变化和心律失常类型识别）。尽管如此，其便携性和易操作性使其在长期监测中具潜力，例如Wang等开发的银纳米线（AgNWs）@聚吡咯（PPy）-醋酸纤维素（CA）海绵气凝胶电极可实现24小时连续监测。

3导联系统（如Frank正交导联系统）通过7个电极（5个胸电极、1个颈电极和1个标准肢电极）获取心脏三维电生理信息，形成X、Y、Z三个相互垂直的导联，精准诊断缺血和急性心肌梗死。另一类3导联系统常用于动态心电图（AECG），模拟12导联中的V1、V2、V5和aVF导联，适用于健康检查或特殊患者（如术后创伤者），但导联数量限制其检测ST段下移和心律失常的能力。

12导联系统由10个电极（4个肢电极和6个胸电极）组成，提供12个不同视角的ECG信号。肢电极形成标准肢导联（I、II、III）和加压单极肢导联（aVR、aVL、aVF），胸电极形成胸导联（V1-V6）。这些导联通过投影三维ECG向量环到额面和横面六轴系统，生成可视化P-Q-R-S-T波形，用于诊断心肌损伤、心律失常等心脏病变。常规Ag/AgCl-水凝胶电极虽能提升信号质量，但长期使用中水凝胶脱水会导致接触阻抗增加和皮肤过敏。新型水凝胶材料（如Wang等开发的PEDOT:PSS聚合于聚氯乙烯和羧甲基纤维素基质）可保持湿度，维持ECG信号质量。

15导联和18导联ECG分别通过添加右胸导联（V3R、V4R、V5R）和后壁导联（V7、V8、V9）弥补12导联对右心室和后壁监测的不足，减少因诊断盲区导致的误诊（如急性心肌梗死）。但电极和线路繁多限制了其便携性和动态监测应用。

电极设计策略

电极性能取决于导电材料的选择和结构优化。导电材料主要包括碳基材料、金属基材料和导电聚合物。碳基材料（如碳黑（CB）、碳纳米管（CNTs）、石墨烯）因π键电子离域具备高导电性（10² S/cm~10⁶ S/cm），但易因分子间范德华力聚集。分散剂（如聚醚胺）或特殊工艺（如化学气相沉积（CVD））可改善分散性。金属材料（如铜（Cu）、银（Ag）、金（Au））具有超高导电性（~10⁶ S/cm），其中一维金属纳米线因高长径比易形成渗透网络，减少接触点电阻。液态金属合金则凭借高流动性和导电性，适用于高应变（~1,500%）电极，但需注意氧化问题。导电聚合物（如PEDOT:PSS、聚苯胺（PANi）、聚吡咯（PPy））通过连续π电子云传输电子，但导电性较低，可通过与弹性聚合物共混改善。

柔性基质材料（如弹性体和水凝胶）决定电极的机械性能（杨氏模量、拉伸强度）。弹性体通过化学交联（如聚二甲基硅氧烷（PDMS））或物理交联（如苯乙烯-乙烯-丁烯-苯乙烯（SEBS））形成网络结构，保护导电材料。聚氨酯（PU）基弹性体兼具化学和物理交联，可通过调整多元醇和异氰酸酯类型控制性能。自修复弹性体通过动态交联实现自我修复。水凝胶具有组织样结构和类似机械性能，但其高含水率影响稳定性。均聚（如聚丙烯酰胺（PAAM））、共聚（如聚乙二醇（PEG）-透明质酸（HA））和互穿网络（如聚丙烯酰胺-海藻酸钠（SA））水凝胶可通过拓扑设计或能量耗散机制提升力学性能。

电极结构设计包括纳米结构、阵列结构、纺织结构和蛇形结构。纳米结构（如纳米网格、纳米孔、纳米纤维）通过静电纺丝等技术制备，具高比表面积和尺寸限制效应，增强电子传输能力。例如Qiu等通过静电纺丝制备鸟巢状纳米纤维，提升石墨烯薄膜电极的物理机械性能。阵列结构模仿生物微观结构（如仿生微柱阵列和微针阵列），通过光刻等技术实现高有序性和生物相容性。Kim等通过碳纳米填料与PDMS复合策略构建阵列电极，显示优异粘附性和信号采集能力。微针阵列（100~1,000 μm）可穿透角质层降低接触阻抗，减少运动伪影。纺织结构通过编织导电纤维或纱线形成，兼具舒适性和可穿戴性。例如Le等通过刺绣工艺制备Ag/AgCl涂层纱线电极，显示高分辨率和低阻抗。蛇形结构通过桥岛设计策略连接刚性电子器件与软弹性材料，实现可拉伸功能，其波形和网格类型可适应单向或双向应变， fractal设计（如Peano曲线）可使拉伸性达308%。

先进柔性干电极用于心电图监测

电子皮肤（e-skin）和电子纹身（e-tattoo）电极受人体皮肤启发，具拉伸性、透气性等特点。Cui等开发的MXene-聚氨酯网格（MPM）e-skin集成12导联ECG的“监测-传输-智能分析”系统，通过MXene纳米片与PU网格层压形成内外双导电层，采集的ECG信号经混合算法模型（卷积神经网络和长短时记忆网络）诊断，准确率>99%。Hao等开发的仿生e-skin（SPRABE-skin）采用静电纺丝和喷涂技术，形成P-S-I-E多层结构，分别负责保护、应变传感、隔离和生物电传感。自修复e-skin（如Pan等开发的复合水凝胶e-skin）结合快速自愈性和超顺应性，监测生物电和生物力信号。电子纹身聚焦高贴合皮肤界面，减少佩戴不适。Zhuo等开发的水凝胶基ECG电极采用水凝胶/聚对二甲苯双层蛇形设计，界面阻抗低于标准Ag/AgCl电极，且可持续使用超过六个月。Kireev等基于过渡金属二硫化物（TMDs，如铂二硒化物和铂碲化物）的e-tattoo，在导电性、皮肤接触和电化学阻抗方面优于石墨烯e-tattoo，媲美医疗Ag/AgCl电极。

纺织基电极作为本质柔性材料，通过表面处理或导电纤维编织实现导电性。Peng等开发的织物电极具被动辐射制冷功能，通过静电纺丝分散功能性氧化铝颗粒，减少热积聚，提升长期监测稳定性。Yang等的Janus纺织ECG电极采用多层复合结构，亲水层（水解聚丙烯腈纤维膜）快速蒸发汗水，疏水层（聚氨酯纤维）防止回流，电极层（AgNWs）采集生物电信号，确保汗前后ECG信号基线偏差和T/R比无显著变化。Chiu团队使用梳形苯乙烯-马来酸酐-聚醚胺聚合物/聚异丁烯-b-聚氧乙烯-b-聚异丁烯（PIB-POE-PIB）三嵌段共聚物辅助分散多种导电材料（如CB/rGO/CNT/AgNP/PEDOT:PSS），制备的电极具低阻抗和高保真度。Taylor等开发的纯CNT纤维电极通过氯磺酸溶解和丙酮纺丝制备，电导率达6.6±0.7 MS/m，缝入可拉伸纺织品后阻抗低、化学稳定性高，ECG信号质量媲美商业电极。

微阵列电极（MAEs）源自细胞电生理分析技术，记录细胞或组织电生理活动。分为刚性MAEs（基于玻璃、硅等硬质基底）和柔性MAEs（基于聚对二甲苯、PI等聚合物基底）。Park等通过激光加工技术在生物相容性液晶聚合物（LCP）薄膜上制备柔性可拉伸石墨烯薄膜电极，图案化激光诱导石墨烯（LIG）薄膜可转印到多种基底，形成LIG印刷电路板，具高导电性和生物相容性。Xia等的集成生物电子传感系统同时监测ECG和脑电图（EEG），金电极排列于柔性聚酰亚胺膜，通过光刻和湿法蚀刻形成电极图案，封装后实现非侵入式多模态电生理监测。Li等的聚酰亚胺微针阵列（PI-MNA）表面生物电位干电极通过沉积金属层（钛和金）和导电聚合物层（PEDOT:PSS），穿透角质层降低接触阻抗（~1/250标准电极），实现长期高质量监测。Wang等针对常用MNA材料（如PI、PDMS）导电性或生物相容性低的问题，采用丝蛋白（SF）与PU介导混合，通过β晶体转化增强稳定性，电极表面PEDOT:PSS修饰进一步提升导电性，具高信噪比和低接触阻抗。

挑战与展望

柔性干电极在ECG监测中面临信号质量与稳定性、无线数据传输和电源限制等挑战。长期监测、运动和潮湿环境中电极易因粘附性低或杨氏模量不匹配而滑动或脱落，导致信号波动。电极降解机制包括导电网络微裂纹、汗液积累界面粘附下降、电子器件汗液降解（离子迁移或分层）。纺织电极则面临机械变形微裂纹和洗涤后涂层粘附变化问题。微阵列电极存在微针疲劳移位、体液局部腐蚀和通道堵塞等问题。未来电极需抗氧化和抗溶胀材料，具皮肤样杨氏模量（高柔性材料和微纳贴合结构）和高粘附性（通过仿生结构、化学处理或物理化学结合方法实现）。

无线数据传输通过蓝牙或微波等方式将信号传输至分析终端设备，但刚性集成电路芯片增加异物感，通信模块高能耗（常规蓝牙技术消耗1-5 mW）超出薄膜电池供电能力（<1 mW）。未来电极可集成信号采集与传输于纤维中，结合自供电技术（如纳米发电机）实现柔性自供电，提升便携性。

总之，柔性干电极通过材料科学、电气工程和生物医学工程多学科交叉，向集成化、智能化和自供电方向发展，有望在心脏病预防、诊断和治疗中发挥重要作用。