随着全球老龄化加剧和慢性病日益普遍，医疗系统正朝着依赖持续生理监测的长期、个性化模式转变，这加大了对先进生物电子技术的需求。生物电子学的演进可概括为三代。第一代系统由刚性材料（如硅、金属）构成，与柔软组织存在严重的机械失配，导致界面间隙并引发炎症反应。第二代平台基于柔软、可拉伸的材料，通过提高贴合性和减少机械应力改善了许多问题，例如2011年报道的表皮电子系统。然而，在动态运动的组织上保持长期稳定附着仍是临床转化的主要障碍。因此，近期研究转向第三代生物电子学，其将内在柔软的电子材料与能响应体内机械和生化信号的多功能自适应人机界面相结合。
自适应界面可主动或动态调整其与周围生物环境的机械、结构、化学或生理相互作用，以维持稳定耦合和长期功能。本综述将此类接口分为机械自适应和生物生理自适应两大类。
2.1 机械自适应生物电子界面
无缝集成人工电子系统与生物组织，需要在柔软、动态、异质的界面实现精确的机械与功能匹配。第三代软人机界面（HMI）需要机械自适应性，即动态贴合组织表面、维持紧密耦合、在复杂机械刺激下保持功能的能力。赋予软HMI机械自适应性的有效策略主要包括四种代表性模式：形状可编程性、可注射性、抗溶胀特性和自修复能力。
2.1.1 形状可编程性
形状可编程系统通过主动构型能力，使设备能够在受限或几何复杂的生物环境中变形、部署或自适配。根据驱动机制可分为机械触发形状重构和刺激响应形状变形两类。
机械触发系统利用预制的、嵌入驱动器或预应变组件的几何结构。例如，Wei等人开发了一种形状可转换电极阵列，用于微创、大面积皮层电图（ECoG）测绘。该超薄阵列由沉积在聚对二甲苯-C基底上的金/碳纳米管混合导体制成，并与编程在生理温度（∼37
。C）下恢复其扩张构型的镍钛诺形状记忆驱动器集成。植入时，设备可紧密卷成窄条，通过2毫米颅骨开口插入，随后自主重新部署为贴合皮层表面的大面积阵列。
Coles等人报道的折纸启发的软流体驱动器也采用了类似原理，通过内部气压控制实现微创下的大面积皮层覆盖。
刺激响应系统则通过材料对外部湿度、温度等线索的内在响应实现形状转变。Yi等人受蜘蛛丝超收缩行为启发，开发了水响应超收缩聚合物膜（WRAP）。该膜由聚环氧乙烷和PEG-α-环糊精包合物组成，水合时收缩超过50%，从干燥的机械刚性状态转变为柔软的水凝胶状状态，使集成电极能贴合地包裹神经、肌肉等组织。Agno等人则介绍了一种温度响应静脉针，其在室温下保持刚性以便插入，在接近30。C时熔化变软，从而贴合周围组织，减少组织创伤。
2.1.2 可注射性
为降低侵入性并实现与不规则或深层组织的集成，可注射性提供了一种补充策略，即可流动的设备或材料前体通过小开口输送，随后在体内原位重组为稳定的功能界面。可注射系统大致分为两类：预制的可注射电子器件和原位形成的可注射材料。
预制的可注射电子器件通过机械或胶体工程策略实现。例如，Liu等人展示的注射器可注射电子器件，是一种厘米级微孔超薄网状结构，其单元几何形状可调节纵向和横向弯曲刚度，使网状结构能够紧密卷绕而不破裂，并通过内径小至95微米的玻璃针头，弹出后弹性恢复其预制二维构型。
原位形成的可注射材料则可作为剪切稀化前体输送，通过共价交联或氢键、静电关联等非共价相互作用在体内快速固化。Ren等人利用无催化剂的邻苯二甲醛（OPA）/酰肼缩合，形成了可在生理条件下产生腙交联透明质酸（HA）/聚乙二醇（PEG）水凝胶的注射性自修复水凝胶粘合剂。残留的OPA基团能与组织胺自发反应形成稳定的酞酰亚胺键，实现强大的湿组织粘附。Jin等人基于苯硼酸介导的水凝胶开发了一种可注射组织假体，通过多重交联模式形成软电活性网络，并原位还原金（III）产生嵌入的金纳米粒子，赋予基质即时双向导电性。
2.1.3 抗溶胀
在含水离子环境中，软HMI不可避免地会吸水，不受控制的溶胀会导致设备增厚、加剧模量失配、产生界面剪切、削弱湿粘附力并破坏电渗流路径。抗溶胀策略对于限制体积吸水、同时保持粘附强度、机械鲁棒性和电化学性能至关重要。
Tian等人通过将疏水性聚乙烯醇缩丁醛（PVB）物理掺入丙烯酸/明胶/壳聚糖-N-乙酰-L-半胱氨酸网络中，开发了一种不溶胀的组织粘附水凝胶。分散的疏水域有效阻止水渗透，同时保留了粘附功能团的流动性。该水凝胶溶胀比低至1.2，湿组织粘附强度极高（峰值强度211.4 kPa）。Yang等人则通过网络稳定化而非疏水屏障来实现抗溶胀行为。他们通过将硫醇-马来酰亚胺PEG网络与多尺度导电架构（MXene/PEDOT:PSS）集成，并使用单宁酸（TA）作为分子调节剂，设计了一种同时具有抗溶胀、可注射和导电性的水凝胶。TA调节点击反应动力学以保持可注射性，同时在PEG基质和导电相之间建立密集的氢键和π-π相互作用，从而赋予抗溶胀特性并增强导电性。
2.1.4 自修复
软HMI在循环变形或长期植入过程中难免遭受机械损伤，如微裂纹形成、界面分层和疲劳累积。自修复材料被引入，以通过分子或化学驱动的修复过程自主恢复结构和电学完整性。根据其修复机制，可分为外源性和内源性自修复。
外源性自修复系统在基质中分散包含修复剂的微胶囊、血管网络或纳米粒子。当裂纹扩展时，这些储存器破裂并释放封装剂，润湿断裂表面并随后聚合以恢复结构连续性。但此方法通常不可重复，且嵌入的胶囊或血管可能改变复合材料柔软度，许多修复化学剂也可能具有细胞毒性。
内源性自修复策略则将可逆动态键直接引入聚合物主链，无需外部修复剂即可实现连续的键交换和网络重组。这些动态相互作用涵盖广泛的化学作用。例如，Song等人开发了一种动态交联的自修复聚合物（A-SEE），其包含多价可逆键，赋予动态应力松弛、防水密封和自主自粘合能力。该材料可自锁在坐骨神经周围，无需缝线或粘合剂，实现保形包裹。Jiang等人基于动态肟-氨酯交换和氢键开发了一种自修复聚氨酯弹性体。通过调节交联密度，可精确调整其机械性能，从千帕级的柔软配方到兆帕级的坚硬变体，满足不同的生物医学环境需求。
2.2 生物生理自适应生物电子界面
尽管机械自适应界面有效缓解了模量失配和动态组织变形引起的问题，但仅靠这些策略不足以保证在活体内的长期稳定性。生物组织是生物化学和免疫学活跃的环境，富含蛋白质、脂质、酶、活性氧和各种炎症介质。这些因素会持续与植入系统相互作用，导致生物污染、水解、酶降解和纤维化包裹。生物生理自适应界面通过设计化学鲁棒性、免疫调节和生物整合来直接应对这些挑战。此类策略通过可控渗透性调节气体、水、离子的传质；抑制纤维化和炎症级联反应；建立强大、持久的湿粘附而无须侵入性固定。此外，可生物降解材料为在治疗窗口后被吸收的瞬态系统提供了途径。
2.2.1 渗透性
柔性、可穿戴的皮肤电子器件可以贴合人体组织的曲线轮廓，实现稳定的生理监测。然而，长期使用常因透气性不足导致皮肤刺激。为了解决这个问题，研究人员开发了同时实现机械贴合性和高透气性的纳米纤维结构生物电子器件。其PVA纳米纤维导体支持在手指上进行稳定、长期的温度和压力监测，同时将炎症风险降至最低。然而，纳米纤维材料系统的简单性限制了复杂电子元件的制造，制约了器件集成密度。为了克服这些挑战，通过将液态金属互连与弹性体基底集成，开发了本质透气的三维电子器件。刚性芯片被安装到嵌入弹性体基质内的可拉伸液态金属通路上，形成类似织物的结构，兼具高透气透湿性、生物相容性和可扩展性。
2.2.2 抗纤维化设计
纤维化包裹是植入式生物电子器件长期失效的主要原因之一。抗纤维化设计旨在通过材料表面改性、药物释放或免疫调节策略，抑制成纤维细胞的过度增殖和细胞外基质的沉积。例如，一些研究采用负载抗纤维化药物（如吡非尼酮）的水凝胶贴片，在心肌梗死区局部释放药物，抑制纤维化并促进功能性恢复。其他方法则利用天然氨基酸构建的生物相容性界面，或两性离子材料形成水化层，以减少蛋白质和细胞吸附，从而减轻异物反应。
2.2.3 组织粘附
稳定、持久的组织粘附对于生物电子器件获取高质量信号和进行有效刺激至关重要，同时应避免缝线等侵入性固定方法带来的创伤。组织粘附策略多种多样，包括受贻贝启发的儿茶酚化学、仿树蛙的微柱排水结构、基于NHS-胺的共价交联、以及通过去除界面水促进快速整合的机制等。这些策略能够在湿态组织表面实现从几千帕到数百千帕不等的粘附强度，确保器件在动态生理环境中的稳定集成。
2.2.4 生物降解性
可生物降解或生物可吸收的电子器件在完成监测、治疗等临时功能后，可在体内被安全吸收代谢，无需二次手术取出，消除了长期异物负担和潜在并发症。这类器件通常由可降解的聚合物基底（如聚乳酸-羟基乙酸共聚物PLGA、丝素蛋白）、金属导体（如镁、钼、锌）和半导体材料（如硅纳米膜）构成。其降解速率可通过材料成分、结晶度、厚度以及植入部位的环境进行调控。此类技术为临时性生理监测、可控药物递送和手术辅助提供了创新解决方案。
总结与展望
本综述系统总结了支撑第三代生物电子学出现的多功能自适应接口的最新进展。机械自适应界面通过形状可编程、可注射、抗溶胀和自修复等策略，解决了动态组织运动带来的机械匹配与稳定性挑战。生物生理自适应界面则通过可控渗透、抗纤维化、组织粘附和生物降解等策略，确保了器件在复杂生化体内的长期稳定运行。这些自适应概念的集成，推动了面向脑、心、神经、肌肉、皮肤等多种器官的先进可穿戴和植入式系统的发展。
然而，将这些技术推向成熟的临床转化仍面临诸多挑战。未来工作需要致力于开发更具生物相容性、长期稳定性更好的新型自适应材料；建立标准化的体内外性能评估体系；深入研究自适应界面与生物系统之间的复杂相互作用；以及实现低成本、大规模、可重复的制造工艺。通过跨学科的持续努力，这些下一代自适应生物电子接口有望最终实现稳定、长期的临床人机界面，彻底改变个性化医疗和健康管理的模式。
