2025 年 7 月 9 日

可伸缩表皮电子设备已被广泛应用于先进医疗治疗、可穿戴电子、软体机器人和人机交互等多个领域。

而传统的可延展器件通常集成了柔性基板和导体，由于拉伸性差、磁导率有限以及基板与导体之间杨模量的显著差异，在持续或强烈拉伸下常常遇到较差的电性能。这种机械不和谐加剧了耐久性下降和导电不稳定等问题。

本研究通过创新的直接涂层方法设计液态金属柔性导体，解决了这些局限性问题。

这种导体由电纺纤维纳米网格支撑，通过预拉伸激活过程显著增强了渗透率。最终产生的电极展现出卓越的电导率，达到 3730 S cm⁻¹，具有卓越的磁导率，水蒸气传输率为 40.2 g m⁻² h⁻¹，具有极高的拉伸性（3E2000%应变），并结合卓越的机械耐久性。液

态金属纤维垫结构可制造透气的皮肤电子设备，支持长期电生理监测，非常适合持续健康监测。

简介

具有高延展性的电子设备和系统因其在先进医疗治疗、可穿戴电子、软机器人、医疗监控、及人机交互等领域的前景应用而备受关注。在可穿戴应用中，电极必须具备可伸缩和可变形的特性，以适应人体运动，如关节弯曲、腰部旋转和皮肤拉伸。对于医疗监测，皮肤电极至关重要，因为它们在与人体皮肤形成稳定且贴合的界面时，能够获取生理信号和电刺激。因此，开发可长时间佩戴的可拉伸皮肤电子产品既极具吸引力，也具有技术挑战性。

电子设备的可延展性常被归功于先进的基材，但导体在保持导电性方面同样至关重要。传统导体，包括金属、碳纳米管、石墨烯及其复合材料，已被研究其在可延展电子领域的潜力。然而，这些材料在经历剧烈拉伸时难以保持优越的导电性能。液态金属（LM），如镓-铟共晶（EGaIn）和镓-铟-锡共晶（Ga-In-Sn），因其卓越的流体柔韧性、金属导电性和生物相容性，有效解决了这些问题，已成为一种有前景的替代方案。然而，LM 的高表面张力（~600 mN m⁻¹）在图案化过程中的作上带来了挑战。 为克服这一问题，开发了多种技术，如微通道注入、可打印墨水、激光辅助打印以及模板印刷，展示了 LM 在高性能可拉伸电子器件中的潜力。

尽管取得了这些进步，大多数传统的可延展器件，通常由可伸缩基底和导体组成，在长时间或极端拉伸下仍面临电性能限制，原因包括拉伸率低、渗透率有限以及基底与导体间杨氏模量的显著差异。尽管已有多种方法用于开发渗透性可伸缩电子产品，但在优良导电性与高渗透率之间取得平衡仍是一大挑战，尤其是在长期可穿戴应用中。虽然此前研究曾研究与可伸缩基底（包括电旋纳米纤维基材）集成的 LM 导体，但这些方法常面临复杂制造工艺、渗透率不足和机械性能受损等限制。

本研究中的直接涂层工艺和预拉伸激活工艺简化了制造过程，并实现了具有高导电性、透湿性和机械性能独特平衡的多孔 LM 微网。健康的皮肤需要一个可呼吸的微环境，以便空气和水分交换，长期接触非透水材料可能导致不适、潮湿、皮肤刺激，甚至因堵塞引起的过敏反应或炎症。在此背景下，我们进一步讨论现有方法的特点，并强调我们的方法如何通过提供更优越的导电性、渗透性和拉伸性组合来解决这些局限性。

本研究提出了一种新型高度可伸缩和透导电极，由 LM 和电纺微纤维基板组成。制造工艺是将 LM 涂层涂覆在电纺苯乙烯-丁二烯-块-苯乙烯（SBS）微纤维纺织品上，随后进行机械激活，LM 自组织成一个多孔且垂直弯曲的结构，悬浮在纤维之间。这种新型弹性薄膜称为 LM-SBS，展现出显著的拉伸性（3E2000%应变）、高导电性（3730 S cm⁻¹）以及极佳的湿气渗透率（40.20 g m⁻² h⁻¹）。在生物相容性测试中，LM-SBS 薄膜与人体皮肤兼容性极佳，其贴合接触阻抗与商业凝胶电极相近，适合高精度、长期电生理监测。我们成功演示了其在强健的皮肤附着系统中的应用，如心电图（ECG）和肌电图（EMG）电极。

结果与讨论

LM-SBS 薄膜的制造与机电性能

本研究建立了一种简便方法，即在电纺微纤维膜上构建 LM 微网，作为超拉伸且高渗透导体。制造工艺包括在超声波处理后涂覆 LM 于电旋 SBS 超细纤维垫上，随后进行预拉伸以去除表面多余涂层。现制 LM 微网在高导电率（3730 S cm⁻¹）、高拉伸性（3%E2000%应变）和稳定耐久性方面，作为一种有吸引力的顺应导体。多孔的形态结构使得在长期可穿戴应用中具有高渗透性和舒适感。通过可扩展制造，LM 微网导体有望在可伸缩和可穿戴电子产品中广泛应用。

如图 S1 所示，透水 LM-SBS 薄膜通过四个简单步骤制造：（1）电离高度可拉伸的超细纤维垫，

（2）通过吸力过滤将超声波 LM 涂层覆盖在 SBS 垫上，

（3）刷刷 LM 膜以确定电导率，（4）通过预拉伸激活渗透率。在这里，我们生成了厚度为 138 微米、质量为 30 mg cm⁻² 的 LM-SBS 薄膜。SBS 光纤的平均直径为 11.17 微米，SBS 薄膜的最大应变为 2199%。涂覆 LM 后，LM-SBS 薄膜因 LM 颗粒外有氧化层，表面呈现粗糙且灰色（见图 S2B）。刷洗后，LM-SBS 薄膜表面呈现出金属状外观（见图 S2C）。

为了激活渗透率，薄膜被反复拉伸至 1000%应变，持续 15 个周期，期间光亮表面变暗，平面 LM 转变为悬挂在 SBS 微纤维之间的网状多孔结构（见图 S2D）。在活化过程中，预拉伸的循环次数会显著影响 LM-SBS 薄膜的多孔结构。随着预拉伸周期次数的增加，多孔结构的形成得到了加强（见图 S3）。

如图 S3D 所示，经过 15 个预拉伸循环后，LM 层形成了均匀的多孔结构，显著提升了 LM-SBS 薄膜的渗透率。由于高透气性，LM-SBS 薄膜可以在长时间附着于人体皮肤时保护人体免受负面影响（见图 1A）。

图 1B 显示，LM-SBS 薄膜在 25°C、30%湿度条件下的渗透率为 40.20 g m⁻² h⁻¹，满足人体皮肤在 12.5–25 g m⁻² h⁻¹ 的蒸发范围内的无感性汗水进行体温调节，LM-SBS 薄膜的渗透率较低，仅为 12.03 g m⁻² h⁻¹ 这是由于预拉伸前的 LM 层是无缝的（见图 S2C）。

相比之下，聚二甲基硅氧烷（PDMS）的水汽透过率（11.82 g m⁻² h⁻¹）显著低于 LM-SBS 胶片预拉伸后，且对照组未覆盖的湿气渗透率（44.94 g m^−² h⁻¹）仅略高于 LM-SBS 薄膜。此外，还进行了一项额外的 WVTR 实验，以评估 LM-SBS 薄膜在复杂环境中的渗透性。

如图 S4 所示，LM-SBS 薄膜在 15°C、70%湿度下，预拉伸工艺后的渗透率为 8.86 g m⁻² h⁻¹，接近未盖瓶的数值。这一结果表明，即使在相对严苛的环境下，LM-SBS 薄膜也能保持足够的渗透率以满足生理需求。

如图 1C 所示，LM-SBS 薄膜在 30 mg cm⁻² 质量载荷下的断裂应变为 2105%，涂覆 LM 后表现出高拉伸性。

为了获得具有最佳机械和导电性能的 LM-SBS 薄膜，定量分析了多种参数，包括溶剂、电离时间、LM 质量载荷和超声波输出功率。对于微纤维基底，电离 SBS 薄膜是一种高度可伸缩的超细纤维垫。

在电纺过程中，各种参数会影响 SBS 薄膜的机械性能。用于溶解 SBS 的溶剂和电离时间极大地影响微纤维基底的机械性能。

如图 1D 所示，含 1,2 二氯乙烷的微网状溶剂实现了 961.83%的断裂应变，而以四氢呋喃（THF）/N，N-二甲基甲酰胺（DMF）（V_THF：V_DMF = 5：1）为溶剂的微网膜，在失效前只能拉伸至 788.92%应变。

在电离丝参数相同的情况下，使用 1,2 二氯乙烷为溶剂的 SBS 膜比使用 THF 与 DMF 混合作为溶剂的 SBS 膜更具拉伸性。更换溶剂后可伸性提升主要归因于 SBS 溶液粘度的增加，导致纤维直径从 6.88 微米提升至 10.54 微米（见图 S5）。

此外，SBS 膜的可伸缩性对电离丝时间极为敏感，原因是密度和厚度的变化。图 1E 中，30、60、90 和 120 分钟 SBS 膜的断裂应变分别为 961.80%、1701.61%、2199%和 1687.84%。 SBS 膜的机械性能受到微纤维网络密度的强烈影响，而微纤维网络密度会随着电旋时间增加而增加。这导致了更高的机械强度和膜厚度（见图 S6）。在测试的膜中，电纺 90 分钟的那一块展现出最高的拉伸性。

对于导电的 LM-SBS 薄膜，LM 层会影响导电性和机械性能。如图 1F 所示，在相同质量的 LM（0.40 g）和超声波时间（1 分钟）的情况下，LM-SBS 薄膜在超声输出功率 440、510、580 和 650 瓦的导电率分别为 4870、5690、3650 和 2720 S cm^⁻¹。考虑到 LM-SBS 薄膜的导电性与 LM 质量载荷密切相关，这一现象可归因于 LM 微粒直径减小，输出功率增加，质量载荷降低（见图 S7）。

因此，我们选择了 510 瓦输出功率作为实验参数。在图 1G 中，通过将 LM 的质量负载从 20 增加到 45 mg cm⁻²，我们可以轻松将 LM-SBS 薄膜的导电率从 1270 提升到 6300 S cm⁻¹，提升了 4.96 倍。这一现象表明，增加 LM 的质量载荷可以有效提升 LM-SBS 薄膜的导电性。然而，LM-SBS 薄膜的渗透率从 41.60 降至 12.41 g m^−² h⁻¹，降低了 3.35 倍，LM 厚度从 20 mg cm⁻² 增加（见图 S8）。

考虑到湿渗透率与超细纤维纺织品的孔隙度高度相关，这一现象可能归因于 LM-SBS 薄膜在质量载荷超过 30 mg cm⁻² 时孔隙率迅速降低。虽然更高的 LM 质量负载可能提升电气稳定性，但渗透率降低可能影响长期佩戴时的舒适度。 在考虑 LM 质量载荷对导电性和渗透率的影响后，LM 质量载荷应低于 35 mg cm⁻²。应评估机电性能以确定理想的 LM 质量载荷。在将 LM 涂覆在 SBS 薄膜上后，LM 层对机械性能产生了轻微影响。如图 1H 所示，LM-SBS 薄膜在 20、30 和 40 mg cm⁻² 质量载荷下的断裂应变分别为 2262%、2105%和 2119%。

由于微纤维垫结构独特，LM-SBS 微网导体的可伸缩性对 LM 质量载荷不敏感。多孔的微观结构为微纤维朝向拉伸方向提供了足够的内部空间，从而大大减少了单个微纤维的实际应变。LM-SBS 微网罩质量载荷为 30 mg cm⁻²，由于液相变形性和其类似皮肤的低杨氏模量（约 73 kPa），可承受高达 2000%的显著拉伸应变。

如图 1I 所示，对于 LM-SBS 胶片，质量为 20 mg cm⁻² 的 LM 胶片，在 1000%应变下相应的电阻增加了 3.01 倍，在 2000%应变下增加了 8.19 倍。对于 LM-SBS 胶片，质量为 30 mg cm⁻² 的 LM 胶片，在 1000%应变下相应的电阻增加了 1.38 倍，在 2000%应变下增加了 1.90 倍。对于 LM-SBS 胶片，在 40 mg cm⁻² LM 条件下，相应的电阻仅在 1000%应变下增加了 1.18 倍，且在 1。在 2000%应变下，54 次。这一现象表明，随着 LM 质量载荷的增加，LM-SBS 薄膜的电阻变化会减小。

总之，考虑到 LM 质量载荷对机电性能的影响，选择了 30 mg cm⁻² 质量载荷作为最佳样品，该样品展现了卓越的机电性能，同时保持良好的透湿性。

LM-SBS 薄膜的耐久性与生物相容性

活化的 LM-SBS 薄膜在长期使用中表现出稳定性能，包括长期拉伸/释放、环境储存和皮肤接触。对于广泛拉伸，激活后的 LM-SBS 薄膜在变形后可获得长周期稳定性。LM-SBS 薄膜在 300%至 800%的循环应变间保持导电性（见图 2A）。

图 2B 显示，LM-SBS 薄膜在经历 200%、400%、600%和 800%的循环应变后仍能保持其结构。在电气稳定性方面，经过 900 次大应变（500%和 1000%应变）后，LM-SBS 薄膜的电阻分别增加了 57.81%和 61.32%（见图 2C）。

如图 S9 所示，500%和 1000%重复应变下的低电阻变化表明 LM-SBS 薄膜在大周期应变下仍能保持优异导电性。经过超过 1 万次小变形拉伸循环（100%应变），LM-SBS 薄膜的阻力仅增加了 5.63%（见图 2D）。反复高应变拉伸后阻力的增加主要归因于 LM-SBS 纤维的物理断裂（见图 S10）。此外，为了评估 LM-SBS 薄膜在日常生活中的耐久性，在复杂动力应力下的循环测试非常重要。

因此，在人体皮肤上进行了循环弯曲和旋转测试。如图 S11A 所示，LM-SBS 薄膜在循环弯曲下仍能保持电气性能。经过 1000 次弯曲测试后，LM-SBS 薄膜电阻增加了 1.35%，在循环弯曲下表现出良好的耐久性。

此外，图 S11B 显示 LM-SBS 薄膜在循环旋转下能保持稳定的电性能范围。经过 1000 次旋转测试，LM-SBS 薄膜的电阻仅增加了 2.87%，在循环旋转下表现出稳定的耐久性。考虑到人体典型运动引起的应变为<55%^39，LM-SBS 薄膜可满足多种可穿戴应用的耐久性要求。

此外，其电气性能在环境条件下长期保存表现出优异耐久性，LM-SBS 薄膜在储存 20 天后仅提升 1.41%（见图 S12）。相比之下，LM-SBS 薄膜的耐久性、导电性和可伸缩性优于大多数其他基于 LM 的可伸缩电极（图 2E，及表的详细信息），使其在可穿戴电子领域具有较长时间的应用需求。

由于预拉伸过程后结构多孔，LM-SBS 薄膜表现出优异的透湿性（40.20 g ^m−2 h^⁻¹）。LM-SBS 薄膜具有优异的透湿性，在刺激方面表现出极佳的生物相容性，未对人体皮肤表现出明显负面影响。本研究中，我们进行了炎症反应测试（图 2F），LM-SBS 薄膜、SBS 薄膜和 PDMS 薄膜在志愿者的前臂上粘附了 7 天。

如图 3F 所示，PDMS 薄膜导致覆盖皮肤出现明显皮疹，这可能是由于机械不匹配和透气性差所致。日常佩戴时，PDMS 因水分积累导致皮肤轻微浸渍，同时引发过敏和炎症。形成鲜明对比的是，LM-SBS 和 SBS 薄膜未显示对前臂皮肤明显的负面影响。

除了炎症反应测试外，还进行了细胞毒性测试以进一步评估 LM-SBS 薄膜的生物相容性。图 S13A 中，L-929 细胞的荧光活/死染色图像显示 LM-SBS 组细胞形态规律且死细胞稀少，而阳性对照组则经历了严重细胞死亡。

如图 S13B 所示，用 LM-SBS 薄膜定量活/死染色细胞，24 小时后细胞存活率高达 102.39%，48 小时后为 106.69%。相比之下，用 20% DMSO 定量活/死染色细胞，24 小时后细胞存活率低为 2.40%，48 小时后为 1.11%。结果显示 LM-SBS 片表现出低细胞毒性。

此外，LM-SBS 薄膜可通过其多孔结构持续蒸发分泌体液（如汗液、血液学和泪液），因其亲水性特性。为确认 LM-SBS 薄膜在佩戴时能蒸发体液，我们在运行 1 小时时进行了皮肤测试（见图 S14），期间 LM-SBS 薄膜、SBS 薄膜和 PDMS 薄膜均附着在人体前臂。出汗剥离样品后，由于 PDMS 薄膜透水率低且疏水性低，前臂皮肤上仍残留大量汗水。 作为对比，SBS 和 LM-SBS 胶片覆盖的皮肤几乎没有汗水。

长期、持续心电图监测

对人体实时和长期、持续心电图监测的需求非常强烈，尤其是心血管疾病患者。对于生物势感测，实现低且稳定的皮肤-电极接触阻抗对于捕捉高质量的电生理信号至关重要。图 3A 比较了 LM-SBS 导体与商业 Ag/AgCl 凝胶电极之间的界面接触阻抗。显然，LM-SBS 电极在 0.5–10⁵ Hz（心电图/肌电图/脑电图信号所在频率范围内）表现出比商业 Ag/AgCl 凝胶电阻抗更低的界面阻抗。这是因为 LM-SBS 电极在保持良好附着于人体皮肤的同时，导电率明显高于商业凝胶。

为满足长期监测需求，长时间佩戴时应保持在特定范围内。如图 3A 所示，LM-SBS 电极的皮肤接触阻抗在佩戴 10 小时后几乎保持不变。为期 3 天的额外皮肤接触阻抗测量（图 S15）进一步证明了皮肤阻抗的稳定。这种长期稳定性表明 LM-SBS 电极能够实现长期的电生理监测。

此外，为应对运动时出汗引起的潮湿状况，测量了出汗皮肤与 LM-SBS 电极之间的界面接触阻抗，以与干燥皮肤与 LM-SBS 电极之间的接触阻抗进行比较（见图 S16A）。LM-SBS 电极在出汗皮肤上与干性皮肤保持接触阻抗相似。

LM-SBS 电极通过检测心脏活动产生的电势有效捕捉心电信号，为传统心电极（如 Ag/AgCl 凝胶电极）提供了有前景的替代方案。在标准心电图配置中，两个直径 2 厘米的圆形 LM-SBS 电极连接在左胸区域（见图 3B）。在静止条件下，LM-SBS 电极产生高质量心电图信号，波形清晰，类似于 Ag/AgCl 凝胶电极收集的心电图（见图 3C）。

为测试出汗条件下的性能，我们监测出汗皮肤的心电图。值得注意的是，即使暴露于汗水后，LM-SBS 电极仍能记录高质量心电图信号，与干皮信号相当（见图 S16B）。长期心电图监测的稳定性和可行性对于有效健康追踪至关重要。

为实现长期连续心电图监测，我们开发了基于 LM-SBS 的可穿戴平台，实现无线、长时间监测。如图 3D 所示，在上午 11：00 至晚上 9：00 的 10 小时监测中，LM-SBS 电极在工作和休息期间始终稳定且清晰地捕捉到心电图信号。心电图数据使我们能够计算不同活动下的平均心率，休息时记录为 77.32 次/分钟，工作时为 91.81 次/分钟（见图 3E）。

R–R 间隔主要在 550 至 1100 毫秒之间，峰值约为 740 毫秒（见图 3F）。此外，R–R 间隔数据中的 Lorenz 图显示其浓度接近 45°线，表明志愿者心脏状况健康（见图 3G）。 这些发现凸显了基于 LM-SBS 的可穿戴系统在自由活动人群中持续、长期心脏活动监测的潜力。

在肌电图记录中的应用

肌肉的电生理激活启动机械力的产生。通常，人体的动作和姿势依赖于一个或多个肌肉的激活，每个肌肉都会产生不同的肌电图信号。因此，肌电图可以通过记录肌肉活动来监测人体运动。

在这项研究中，我们将两个直径 2 厘米的圆形 LM-SBS 电极连接到腕屈肌，以捕捉肌电图信号，检测肌肉活动引起的动作电位。在前臂放松状态下，LM-SBS 和 Ag/AgCl 凝胶电极均捕捉到基线 EMG 信号模式，代表不希望的干扰（如环境噪声和电力线噪声）。在肌肉收缩时，两种电极都能检测到峰值的肌电图信号。

如图 4A 所示，LM-SBS 电极相比商业凝胶电极在 EMG 信号记录方面有显著提升。当握力相同时，LM-SBS 电极记录的肌肉激活生物势幅度高于商业凝胶电极。此外，在不同抓握力下，LM-SBS 电极记录的 EMG 信号显示出不同的生物势幅值（见图 S17）。

为了评估电极检测微弱肌电图信号的能力，关键在于确定其检测极限。本研究中，我们使用 LM-SBS 电极和商业 Ag/AgCl 凝胶电极，记录肌肉收缩时肌电图信号从最大自主收缩（MVC）的 3.12%到 31.34%不等（见图 4B）。

MVC 指的是肌肉在动态同心、动态偏心或等长条件下能施加的最大随志力，代表肌肉力量的衡量标准。MVC 值通过将当前抓力除以最大强度计算得出。商业凝胶和 LM-SBS 电极检测到的最大和最小 MVC 如图 S18 所示。

LM-SBS 电极的检测限为~3.12%，而商业凝胶电极的阈值更高，约为 9.44%，显示 LM-SBS 电极的灵敏度更高。如图 4C 所示，我们比较了两种电极类型捕捉到的 EMG 信号的信噪比（SNR），LM-SBS 电极的 SNR 高于商业凝胶电极。

由于其卓越的探测极限，LM-SBS 电极还能够检测由细微手势产生的低幅度肌电图信号。如图 4D 所示，LM-SBS 电极成功监测了七种不同手势的 EMG 信号，每个手势均表现出可区分的信噪比（图 4E）。

结论

总之，我们开发了一种简单而高效的方法，无需复杂的化学改造，即可制造高度拉伸和渗透性的电极。该方法通过吸力过滤将 LM 涂层涂覆在电旋 SBS 纳米薄膜上，随后在预拉伸过程中激活应变，诱导 LM 自组织成多孔结构。通过构建该多孔结构，电极的透湿率提升至 40.20 g m⁻² h⁻¹。此外，电极即使在 1500%拉伸应变下也表现出高导电率（3730 S cm⁻¹），几乎可以完全恢复到原始状态，且不会有 LM 泄漏。

这些特性使得长期的电生理监测成为可能，同时减少皮肤接触带来的不适感。与其他可延展导体相比，LM-SBS 电极具有卓越的导电性、拉伸性和耐用性，同时保持了优异的湿润渗透性。作为干电极，LM-SBS 电极坚固且自支撑，非常适合长期健康监测和早期疾病诊断。

 实验段

材料

SBS 是从 Sigma-Aldrich 手中收购的。1,2 二氯乙烷、THF 和 DMF 均从阿拉丁工业公司购入。LM 是从鼎观金属公司购入的。Ecoflex 是从 Smooth-On 收购的，PDMS 是从 Dow Corning 收购的。所有用于该工作的试剂均为分析级，无需进一步纯化即可使用。商用心电图凝胶（厚度约 1 毫米）分别购自中国苏州乐泰医疗科技有限公司。

SBS 的电旋

SBS 溶解于 1,2 二氯乙烷溶液中，并在 50°C 下搅拌 12 小时，得到 16.67 wt%的透明粘稠溶液。随后，将原制溶液装入 5 毫升注射器，配有直径 21 号的金属针头，并置入电旋装置（YFSP-T，中国天津云扇）。在电旋过程中，施加的电压、溶液供给速率和收集距离分别设定为 16 kV、5 mL h^⁻¹ 和 15 cm。SBS 薄膜被收集在覆盖硅胶涂层纸的旋转滚筒上，然后转移到所需尺寸的聚酰亚胺框架上。

皮肤附着

一层 800 微米的 PVA 层。PVA 电旋：PVA 溶解在去离子水中，并在 90°C 下搅拌 10 小时，得到 10 重%溶液。随后，预备的 PVA 溶液装入 5 毫升注射器，配以直径 27 号的金属针头，并置入电旋装置（YFSP-T，中国天津云扇）。在电旋过程中，施加的电压、溶液送料速率和收集距离分别设定为 15 kV、0.57 mL h^⁻¹ 和 15 厘米。PVA 胶片被收集在覆盖 LM-SBS 胶片的旋转滚筒上。粘附处理：PVA 薄膜通过水喷涂处理制成粘合剂，然后通过 PVA 粘合剂将 LM-SBS 电极粘贴到人体皮肤上。

防湿 LM-SBS 薄膜的制造

LM 被用作导电剂。LM 与无水乙醇混合后，被放入超声处理器（LS-1200B，中国远盛特）进行超声处理。LM 溶液通过吸过滤涂覆在电旋 SBS 薄膜表面。为了提升电性能，LM-SBS 复合薄膜的 LM 层被刷洗成均匀导电层。随后，为了提高渗透率，LM-SBS 薄膜通过 1000%应变的重复预拉伸 15 个周期激活。活化样品是透湿的 LM-SBS 薄膜。

角色塑造

样品表面形态图像由光学显微镜（OLS5100-SAF，日本奥林巴斯）和扫描电子显微镜（TM4000Plus，日本日立）采集。在表面 SEM 测量中，LM-SBS 薄膜被切割成一条小条，并连接到 SEM 仪器的级段上。对于光学显微图像，LM-SBS 胶片被转印到 20 毫米×10 毫米悬挂聚酰亚胺框架上。SBS 和 LM-SBS 薄膜的机械性能通过通用拉伸机（ESM303，MARK-10，美国）进行测试，该机将样品切割成条状，并用锋利刀具转移到 10 毫米×5 毫米的悬挂聚酰亚胺框架中进行拉伸测试。

电性质测量

关于电性能，LM-SBS 薄膜的电阻通过双电测四探针测试仪（RTS-5,4 探针，中国版）测量，并可计算导电率。关于机电性能，LM-SBS 薄膜通过电化学分析仪（VERSASRAR3F-500，普林斯顿应用研究院，美国）与计算机控制的电动移动级（LTS150/M，Thorlabs，美国）进行测试。详细来说，LM-SBS 胶片被切割成 20 毫米×10 毫米的小条带，样品两端贴在移动台上，并由计算机控制的电机拉伸。电化学分析仪测量了样品在不同拉伸状态下的电阻变化。

WVTR 评估

称重 15 克去离子水，装在开口直径 12 毫米的玻璃瓶中。不同盖层的玻璃瓶被放置在 25°C、湿度 30%的恒温室中。每瓶的重量下降在 24 小时后进行测量。WVTR 可通过以下方程 ⁴⁸ 得到：

其中 m _损失 、t 和 S 分别是失水重量、时间和表面积。

电生理记录

对于皮肤接触阻抗，使用了频率范围为 10⁶ 至 0.50 Hz 的电化学分析仪（CHI760E，中国上海晨化），测量 LM-SBS 电极的阻抗。为了测量皮肤接触阻抗，将直径 2 厘米、圆形的 LM-SBS 电极连接到一块人体皮肤上以测量其皮肤接触阻抗，并使用了同尺寸的商业心电图凝胶电极作为对比。两个电极中心间距为~3 厘米。

为进行肌电图记录，两个 LM-SBS 电极被粘附在肱桡肌上。两个电极通过带通滤波器（10 Hz 至 10 kHz）连接到信号记录系统。当志愿者握紧并放松拳头时，EMG 信号就会产生。商业 EMG 凝胶电极粘附在相同位置，作为对比。无线心电监测时，左胸附着两个直径 2 厘米的圆形 LM-SBS 电极，集成铜线，并连接到商用无线模块（中国 Wesy_EP2 有限公司）。所有生理监测实验均在内部伦理委员会（批准号 E20230309001）的批准下彻底进行，并获得参与者的知情同意。

信噪比的评估

EMG 信号的信噪比是通过 EMG 记录计算出来的。肌电图信号通过 EP/EMG/NCV 测量系统（MEB-2312C，日本日本光传）进行测量。所用的公式如下：

其中 A _信号和 A _尼奥斯 （V）分别是 EMG 信号和噪声的均方根（RMS）。

MVC 评估

MVC 是肌电图研究中重要的归一化指标，指示肌肉在最大意志控制下可产生的最大收缩强度。所用的公式如下：

其中 F₀ 和 F_max（N）分别表示志愿者的瞬时力和最大力，同时记录 EMG。

作者贡献

Y.W.构思并设计了这项研究。Q.S.、J.Y.、S.Q.和 P.Z.制造了高度可伸缩且渗透性的 LM-SBS 电极。Q.S.、J.Y.、Y.W.、Y.Z.、J.C.和 Y.X.对数据进行了测量和分析。Q.S.、P.Z.、Z.W.、H.H.、Y.Z.、J.W.和 Y.W.根据所有合著者的笔记撰写了这份手稿。Y.W.负责监督该项目。所有作者均参与了手稿的修改。

致谢

作者衷心感谢中国自然科学基金会（资助号：52303371， W2521021）、广东科技局（资助号：2021B03030005，STKJ2023075,2022A151110209）、广东省教育局（资助号：2022KQNCX112）、常州创新研究院种子基金（GCII-Seed-202406）、以及广东理工学院重点学科基金（KD）和广东理工学院创业基金的支持。

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