植入式脑机接口的长期性能，很大程度上取决于电极与脑组织之间的接触能否保持稳定。基底材料承担电极和互连线路的支撑、绝缘与保护，其力学性质、微观结构和表面化学，也影响着植入后的组织反应。
2026年10月19日，清华大学、复旦大学等机构的研究人员在《Polymers》发表综述《The Development and Evolution of Substrate Materials for Brain–Computer Interfaces》，梳理了神经电极从刚性硅基底、柔性聚合物、可拉伸弹性体，到电纺纳米纤维结构的发展。文章以长期植入中的力学失配和异物反应为主线，重点讨论了多孔纤维结构的应用潜力。
图1 神经电极基底材料的演进与力学失配的改善。图中模量为示意性典型值，具体数值取决于材料配方和结构。
硅基材料支撑了Utah阵列、Michigan探针等经典神经接口的发展。成熟的微加工工艺有利于精确控制电极尺寸、布置高密度记录位点，并与微电子器件集成。刚性结构也便于探针穿入脑组织。
问题出在植入后的持续接触。文中引用的硅材料杨氏模量约为150 GPa，而脑组织约为1—10 kPa，两者相差多个数量级。呼吸、心跳引起的脑组织微动，会在电极周围产生反复的剪切与牵拉。持续损伤可激活小胶质细胞和星形胶质细胞，促进胶质瘢痕形成，使记录位点与目标神经元之间的距离增大，影响信号质量。
图2 刚性神经电极及植入后的胶质反应。（a）Utah阵列；（b）Michigan探针；（c）电极植入后胶质细胞状态变化及免疫反应示意。
提高空间分辨率还带来另一组取舍：记录位点缩小时，界面阻抗通常上升，对低噪声记录和有效电刺激提出更高要求。基底力学、电极表面和记录位点尺寸需要协同设计。
聚酰亚胺（PI）、Parylene C和SU-8等材料，使神经电极从刚性结构转向可弯曲薄膜。PI具有较好的化学稳定性和绝缘性能，SU-8便于形成高深宽比微结构，这些材料也较容易与光刻等微加工工艺结合。
这类基底首先改善了脑表面阵列的贴合。综述引用的Fukushima等人的研究，采用PI基底构建了包含256个电极、128个双极记录位点的皮层脑电（ECoG）阵列，总厚度约53—56 μm，可覆盖猕猴脑皮层的多个曲面。研究在植入后5个月和6个月的相应观察中，仍获得了稳定的感觉诱发反应。双极记录配置还降低了咀嚼运动产生的伪迹。
柔性材料同样可以用于穿刺型结构。Márton等人将PI基底、SU-8绝缘层和铂电极组合，集成8通道表面阵列与16通道穿刺探针，在大鼠15周的慢性植入中持续检测到单神经元动作电位。
图3 柔性聚合物电极的代表性设计。（a）ECoG阵列及脑表面电极分布；（b）凸起记录位点的结构与植入示例；（c）结合表面与深部记录的微电极阵列；（d）石墨烯电极结构及癫痫相关活动记录。
这些进展也说明，柔性器件的性能来自材料、结构和记录方式的共同作用。PI等聚合物的本征模量仍处于GPa量级，薄膜虽然容易弯曲，面内拉伸能力却有限；用于穿刺时，还容易因刚度不足而屈曲。SU-8等材料则需要充分交联和后处理，控制残余单体、溶剂及光引发剂的释放。
聚二甲基硅氧烷（PDMS）和聚氨酯（PU）进一步降低了材料模量，并赋予器件面内拉伸和多轴变形能力。其意义在于，电极能够更好地适应组织的持续运动，减少局部应力集中。
PDMS的光学透明性还便于结合电记录与光学观测。综述介绍的Opto-e-Dura采用PDMS基底构建16通道可拉伸ECoG阵列，可开展光学成像、表面电记录与深部神经活动记录。
材料复合则用于改善长期稳定性。Moon等人采用Parylene处理的PDMS制备ECoG阵列，在非人灵长类动物中实现了最长12周的体感诱发电位记录。该研究还报告了150天的加速老化测试；这一结果属于体外耐久性评价，应与动物在体记录时长分别理解。
PU体系提供了另一种设计空间。通过调整化学结构，可以获得不同的应力松弛和降解特性。综述引用的可降解脑黏附传感器，采用聚碳酸酯型聚氨酯基底，在60秒内释放约96%的初始应力，并在生理条件下约6个月降解；其前30天保持较稳定的阻抗。这类器件更适合结合预期监测周期讨论，降解周期与有效工作寿命并不相同。
图4 可拉伸弹性体电极。（a）Opto-e-Dura阵列及多模态观测；（b）PDMS基ECoG阵列及体感诱发电位记录；（c）可变形、可降解脑黏附传感器；（d）TPU与液态金属微流控阵列及癫痫相关信号记录。
弹性体仍有局限。连续薄膜缺少互联孔隙，可能限制局部组织液和代谢物交换；PDMS的疏水表面容易吸附蛋白，部分PU体系的降解产物也需要评估。降低模量之后，界面化学和物质交换成为进一步优化的重点。
电纺利用电场将聚合物溶液拉伸成连续细纤维，形成纳米至微米尺度的非织造网络。与致密薄膜相比，这类结构具有互联孔隙，其形貌也更接近细胞外基质。
作者看重的是两项能力的结合：纤维网络可通过结构变形获得顺应性，孔隙则为组织液、营养物质和代谢产物交换提供通道。材料选择之外，纤维直径、孔隙率、导电层分布及表面修饰，都成为可调节的设计参数。
综述列举了几种具有代表性的实现方式。
Heo等人将电纺与喷墨打印结合，制备PI纳米纤维电极。其纤维网络孔隙率约74%，在大鼠坐骨神经上实现了12周记录，并通过组织学观察评估纤维包裹和轴突状态。这项研究支持多孔结构用于神经表面接口的可行性，证据来自外周神经。
Zhuang等人将电纺SBS纤维膜与液态金属、晶圆级光刻结合，实现约2 μm的图形化分辨率，并用于大鼠ECoG记录。该研究展示了多孔基底与精细加工兼容的可能性。加工分辨率和单位面积图形化密度，仍需与完整系统中可独立读出的有效通道数区分。
另一类方法是将纤维结构用于电极表面改性。Pang等人在柔性金微电极上构建载有抗炎药物的PCL-SFMA纳米纤维层，再结合多孔PEDOT导电网络和水凝胶。综述报告，该复合电极在自由活动小鼠中实现了8个月的神经动作电位记录。这一成果涉及药物、导电层、纤维模板和水凝胶的协同作用，属于复合界面涂层，不能直接归因于纤维基底本身。
图5 电纺纳米纤维神经接口。（a）PI纳米纤维电极的制造及坐骨神经记录；（b）SBS纤维膜上的液态金属微电极及皮层记录；（c）液态金属与银纳米颗粒复合纤维电极；（d）载药纳米纤维、PEDOT与水凝胶复合涂层的制备及神经信号记录。
因此，电纺更适合被理解为一种结构与制造方法。它既可以形成承载线路的独立基底，也可以成为导电网络模板、药物载体或电极涂层，具体价值取决于器件构型和植入位置。
电纺纳米纤维作为植入式电极主要基底的研究仍然较少。作者指出，粗糙、多孔的纤维表面增加了微细电极加工的难度，高密度阵列的制备还需要改进光刻和液态金属图形化等工艺。
长期安全性也有待验证。液态金属和银纳米颗粒可能释放金属离子，碳纳米材料则需要防止脱落。如何固定导电材料、减少蛋白吸附，并通过载药纤维或水凝胶调节局部炎症，是后续研究的重要内容。
目前，多孔纤维电极的长期在体证据主要来自啮齿类动物。更大脑组织中的受力条件和免疫反应更复杂，仍需在非人灵长类等模型中检验电极的机械耐久性、电化学稳定性和组织反应。
作者还提出，应将柔性电极与无线供能、数据传输模块结合，减少外部连线带来的牵拉和记录伪迹，支持自由活动条件下的持续监测。
