導電高分子膜材料制備及其生物醫用研究進展

魏樂倩， 李沂蒙， 藍麗珍， 毛吉富， b， c， 王 璐， b， c

(東華大學 a.紡織學院； b.紡織面料技術教育部重點實驗室； c.紡織行業生物醫用紡織材料與技術重點實驗室， 上海 201620)

生物體內具有活性的細胞和組織，無論處于靜息態還是活動態，都存在電信號的產生與傳遞過程。生物電現象與生命活動密切相關，表現在電刺激可使細胞膜兩側電位差發生變化，從而調節細胞內離子濃度和基因表達[1]，最終將影響細胞的增殖、分化和遷移以及組織、器官的功能。當組織受損或發生病變時，細胞間傳導電信號的通路往往會被切斷，而導電高分子可以完成組織中的電信號傳導過程[2]，因此能夠實現組織的修復與再生。此外，導電高分子在電化學反應過程中還伴隨著體積的變化和離子的嵌入與釋放，這些獨特的性質為其在生物醫學領域的應用奠定了基礎。

目前得到深入研究的導電高分子主要包括聚吡咯(polypyrrole， PPy)、聚苯胺(polyaniline， PANi)和聚噻吩(polythiophene， PTh)及其衍生物，這些導電高分子通常被制備成納米粒子[3-6]、膜材料[7-10]和復合水凝膠[11-13]。其中，導電高分子膜材料因其比表面積大、可剪裁和可彎曲的特性而擁有更大的應用潛能。學者針對導電高分子膜材料展開大量研究，但目前綜述報道尚不多見。本文在簡單介紹導電高分子分類及其材料特性的基礎上，聚焦導電高分子膜材料，歸納總結兩類膜材料的制備方法，以及導電高分子膜材料在組織修復與再生、藥物輸送、電化學生物傳感器和人工肌肉等生物醫用領域的研究進展。

1 生物醫用導電高分子

與金屬、金屬氧化物等無機導電材料不同，高分子中各原子的所有電子都用于形成共價鍵，不存在自由電子，因而一直被認為是絕緣體。但從理論上來說，當在電場作用下，物質內存在足夠數量的載流子以一定速度發生定向運動時就可以實現高分子導電。導電高分子的特殊分子結構賦予了其很多特性，這些特性也是其被用作生物醫用材料的原因。

1.1 導電高分子分類

根據載流子的來源，導電高分子可分為復合型導電高分子和本征型(結構型)導電高分子。復合型導電高分子本身不導電，由炭黑、金屬等導電填料提供載流子從而在高分子網絡間傳導電流。本征型導電高分子本身帶有載流子，分為兩類：(1)離子型導電高分子，其通常含聚醚、聚酯、聚亞胺鏈段的聚合物，陰、陽離子作為載流子可以在分子鏈形成的螺旋孔道中空位擴散或在大分子鏈的空隙間躍遷傳輸[14]，從而實現導電功能；(2)電子型導電高分子(又稱合成金屬)，其以電子或空穴為載流子，一般通過摻雜使載流子快速遷移[15]，從而達到較高的電導率，所涉及的電荷傳導理論包括孤子傳導模型[16]、極化子/雙極化子傳導模型[17-18]。

摻雜和脫摻雜本質上是在高分子的空軌道中注入電子或從占有軌道中釋放電子，可以將其視作氧化還原反應，即摻雜-脫摻雜過程完全可逆，因此通過摻雜和脫摻雜可以實現材料在絕緣體和導體之間的可逆轉變，這使得電子型導電高分子得到深入研究。通常導電高分子特指電子型導電高分子，主要包括聚吡咯、聚苯胺和聚3，4-乙烯二氧噻吩(poly-(3，4-ethylenedioxythiophene)， PEDOT)。其中，聚吡咯的導電機理如下：氧化時聚合物主干失去一個電子，為保持電荷平衡，溶液中一個陰離子進入主鏈，形成極化子；進一步氧化時，聚吡咯主鏈會再失去一個未配對電子同時再引入一個陰離子，形成雙極化子，雙極化子能夠沿著共軛聚合物鏈遷移傳導電流。

1.2 導電高分子材料特性

導電高分子分子內的共軛π鍵長鏈結構和高度離域的電子，賦予其導電性和耐熱性，但同時又使分子鏈剛性和分子間作用力增強，在一定程度上帶來材料力學強度較差、難降解、不溶不熔以及親水性差等問題。導電高分子材料成本低廉、環境穩定性好，電導率范圍寬且可調控性強，有較快的非線性光學響應，可實現光電磁轉化[19]。此外，導電高分子的摻雜-脫摻雜(氧化-還原)過程伴隨著離子和溶劑分子的遷出與遷入、π電子的遷移、同性電荷間的靜電排斥作用[20]，致使其體積、顏色和力學性能等發生可逆變化，即具有電致變色[21]和電致動[22]的能力。

導電高分子用作生物材料的研究表明：聚吡咯沒有急性細胞毒性和致突變性[23]，不會引起凝血、溶血及過敏反應[24]，長期植入也只會引起輕微的組織炎癥[25]，對金黃葡萄球菌、大腸桿菌等菌株有一定抗菌性[26]，還能支持許多細胞的黏附、生長和分化[27]。聚苯胺的生物相容性尚有爭議，多數研究認為聚苯胺是有選擇性的細胞相容，且相容性會受氧化狀態影響，需要通過改性來減輕植入體內后可能引起的異物反應[28]。以PEDOT為代表的聚噻吩衍生物的生物相容性不如聚吡咯，需通過摻雜和化學改性來改善[29]。

目前，用作生物材料的導電高分子的聚集態包括零維的納米顆粒、一維的納米管或微納米纖維、二維的涂層或膜材料以及三維的復合水凝膠材料。導電高分子膜材料能充分利用導電高分子發生電化學反應時的負載-卸載響應和體積變化響應特性，向細胞提供穩定的電刺激，從而調節細胞活動，因此得到了廣泛研究。

2 導電高分子膜材料的制備方法

導電高分子膜材料可通過電化學合成法或化學合成法制備。電化學合成過程中導電高分子直接在電極上沉積成膜；化學合成法包括需經二次加工的溶液澆鑄法和靜電紡絲法，以及一步成形的原位聚合法和界面聚合法。

2.1 電化學合成法

電化學合成法基于三電極體系，通過向溶劑中加入導電高分子單體和電解質引發電解反應，從而在工作電極上快速沉積獲得摻雜態的導電高分子薄膜。改變電流密度、電解質材料、沉積時間等參數可以實現對薄膜的結構、厚度、導電性等[30]的控制。相比化學合成法，電化學合成法的優勢在于電沉積過程可控，重現性好[31]且能一步成膜。Kim等[32]利用電化學沉積技術在循環伏安法和恒電勢法2種條件下，以多巴胺為黏合劑在聚吡咯層上通過自聚合制備聚多巴胺/聚吡咯導電復合膜，所制備的導電復合膜與電極的黏附性穩定、不易脫落，且電化學性能優于純聚吡咯膜。然而，電化學合成法制得的導電高分子膜尺寸受電極面積限制、結構較密、厚度較薄，難以從電極上剝離，且宏量化制備困難，用作生物材料時并無顯著優勢。

2.2 化學合成法

2.2.1 溶液澆鑄法

溶液澆鑄法是將導電高分子在易揮發性溶劑中分散成鑄膜液，通過刮涂、旋涂、滴涂等手段將鑄膜液均勻涂覆在基材或鑄膜模板表面，待除去溶劑后獲得導電高分子膜[33-34]的方法。溶液澆鑄法僅適用于平面基材，所得膜材料的厚度不易控制，澆鑄后溶劑蒸發速率的不均一將導致膜表面不平整、膜內出現不均勻的孔隙。要獲得均勻的可用于澆鑄的導電高分子分散液，需對導電高分子進行化學改性并配合適當的摻雜劑和溶劑。但澆鑄后存在因膜脆性高而不易從模板上剝離的問題。Qazi等[35]將摻雜樟腦磺酸的聚苯胺溶液與聚癸二酸甘油酯(polyglycerol sebacate， PGS)溶液均勻混合，澆鑄并干燥后得到交聯的PANi-PGS膜，結果表明，PANi-PGS膜的電導率為1.29×10-3～1.77×10-2S/cm，與天然心肌的電導率相當，并且具有良好的生物相容性，能夠緩慢降解，可用于開發人心外膜貼片。

2.2.2 靜電紡絲法

靜電紡絲法是在高壓靜電場下將高分子溶液或熔體直接制備成纖維膜的方法[36]，該法可以得到微納米尺度的無紡纖維膜或取向纖維膜。但由于導電高分子通常難溶、難熔且相對分子質量不夠高，其溶液的黏度通常不滿足直接進行靜電紡絲的要求。可通過添加助劑將導電高分子溶液調制成紡絲液[37]，或對導電高分子進行化學改性再與其他具有可紡性的高分子混合成紡絲液進行共紡[38]。靜電紡絲法制備的導電纖維膜常用作組織工程支架和藥物輸送系統，但用于細胞培養時其致密的結構可能會限制細胞的分布、生長和增殖。

2.2.3 原位聚合法

原位聚合法包括液相沉積法和氣相沉積法。液相沉積法的基本流程是將吸附了氧化劑(或單體)的基膜浸沒在單體(或氧化劑)中，生成的不溶性導電高分子在基材上沉積成膜，反應結束后經洗滌和干燥獲得復合導電膜。液相沉積法操作簡單，適合于各種形狀的基材，成膜過程無需高溫熱處理[39]。Chen等[40]開發了連續溶液聚合法，通過將預先吸附了氧化劑的聚酯基布浸入單體溶液，聚合后PEDOT沉積在基布表面形成高電導率的柔性薄膜，該薄膜用作觸控裝置時具有優異的傳感能力和彎曲性能。

用于制備導電高分子膜的氣相沉積法[41]分為氧化化學氣相沉積法[42]和氣相沉積聚合法[43]兩類。氧化化學氣相沉積是指單體和氧化劑以氣態形式直接在反應室內聚合，聚合產物在反應室底部基材上生長成膜；氣相沉積聚合是指預先在基材上涂覆氧化劑，然后經短暫干燥后將基材暴露于氣態單體中完成聚合，最后洗滌并干燥，獲得導電高分子膜。相比其他方法，氣相沉積法更容易在具有納米多孔結構的基材內部沉積導電高分子，也可獲得自支撐的導電高分子膜[44]，制備的膜形態易于控制，但所需的反應設備和反應條件較為復雜。Mao等[45]通過改良的氣相沉積聚合法制備了具有多孔互連結構的聚吡咯膜，具體方法為將不銹鋼網浸沒在對甲苯磺酸鐵(同時作為摻雜劑和氧化劑)溶液中，待不銹鋼網表面均勻涂覆溶液后取出干燥，轉移至吡咯蒸氣中聚合，成膜后洗去殘留的單體和氧化劑，所制備的聚吡咯膜電極的電導率達94 S/cm。

原位聚合法制備的自支撐導電高分子膜的力學性能較差，因此，通常用原位聚合法結合導電高分子的導電性和柔性基材的力學性能及特殊拓撲結構，制備用于組織修復與再生的導電高分子復合膜。

2.2.4 界面聚合法

界面聚合法是基于不互溶的水/有機溶劑雙相體系在液-液界面聚合成膜的方法。通過將單體溶解于有機相中，氧化劑溶解于水相中，單體與氧化劑會在界面處接觸并引發聚合反應，形成的聚合物薄膜隨后遷移到水相[46]，去除有機溶劑后可從水相中分離出導電高分子薄膜。界面聚合法具有反應速度快、反應條件溫和、對反應單體純度要求不高的特點。

最初通過界面聚合法制得的導電高分子膜具有一定柔性但尺寸很小[47]，后續報道的由界面聚合制得的PPy膜也會因厚度增加而使膜的導電性和柔性變差[48]，但可以獲得納米尺度或具有特殊結構的薄膜材料[49]。Yu等[50]通過界面聚合法在冰鹽水浴中制備了具有不對稱結構的單組分聚吡咯多孔膜。Mao等[51]以甲基橙(methyl orange， MO)為模板，構建氯化鐵/甲基橙的水溶液和吡咯的氯仿溶液兩相體系，獲得了一側具有納米管結構，另一側表面呈氣泡結構的PPy膜，如圖1所示。該PPy膜在液氮和室溫下都能展現出柔韌性頗佳的單組分PPy膜，在室溫下反復彎曲也不易破裂，極大地改善了PPy膜的柔性、導電性等使用性能，并且可批量化大尺寸制備。后續開發了通用的生物分子固定方法，通過該法將接枝了蛋白質的改性PPy顆粒組裝在此PPy膜的納米管側[52]，構建了可用作傳感器、神經假體、電刺激平臺的生物活性PPy膜。

利用其他膜制備技術構建導電高分子薄膜的研究也有被報道。例如：將溶液澆鑄法與3D打印技術結合制備出具有特殊三維結構的導電高分子支架，可用于組織工程[53]；利用Langmuir-Blodgett技術和自組裝技術制備得到導電高分子超薄膜，可用于生物傳感器[54-56]。上述幾種膜制備方法各有利弊，需根據具體用途及預期的性能要求進行選擇和改良。

3 導電高分子膜材料在生物醫學領域的主要應用

自從發現生物電現象和神經組織、心肌組織等組織對外源電刺激的響應以后，研究人員開始探索導電材料在生物醫學領域的應用。雖然金屬納米顆粒[57-58]、碳納米管[59-60]、石墨烯[61-63]等導電納米材料的生物相容性及其對細胞活動的調節作用已得到了體外試驗證實，但這些納米材料復雜且高成本的制備程序以及在人體內長期使用的潛在危害，使得研究人員將目光轉向了導電高分子材料。在導電高分子材料因其特殊的光電性能被成功應用于能源、光電子設備等[64-67]領域后，其良好的生物相容性和低毒性[68-69]使得學者開始探索其用作生物醫用材料的可行性。導電高分子膜材料的導電性和可逆摻雜行為可用于傳遞生物電信號和施加機械刺激，從而促進組織的修復與再生；環境條件變化引發的摻雜與脫摻雜行為可用于載藥與釋藥；規律性變化的電化學性能可用于構建生物傳感器；電驅動下不對稱的體積變化可用于組裝人工肌肉。選擇其他角度應用導電高分子的特性時，導電高分子膜材料在生物醫療領域還能表現出其他潛力。

3.1 組織修復與再生平臺

導電高分子的導電性允許其對培養的細胞或組織施加外源電信號刺激，還可通過傳導生物電信號恢復組織內電信號通路，研究[70-71]表明聚吡咯和聚苯胺對細胞的黏附、生長、增殖、分化等活動有明顯的電調控作用。因此，將導電高分子與具有生物相容性和生物降解性的柔性高分子材料復合，可用于電信號敏感組織的修復與再生[72]，比如，創口護理敷料用于創面愈合和皮膚組織再生[73]，神經導管用于神經組織修復[74]，導電復合支架用于心肌修復[75]、骨骼肌修復[76]和骨修復[77-78]等。為了模仿天然組織的結構和功能，除生物相容性外，導電高分子膜材料還需具備適當的電導率、力學性能、表面拓撲結構、疏水性、孔隙率、氧化還原穩定性等[79]。例如，心肌組織工程中可使用界面聚合法、溶液澆鑄法、靜電紡絲法或原位聚合法構建導電高分子復合膜，膜的電導率、剛度以及結構需要與心肌組織(成人心肌的電導率為10-5～10-3S/cm[80]，舒張末期彈性模量為200～500 kPa[81])匹配。針對心血管疾病導致的心肌受損問題，學者已經探索了利用導電膜材料負載心肌細胞構建功能化心肌補片[82-83]、利用導電支架和干細胞療法體外構建心肌組織的治療手段[84-85]。Roshanbinfar等[86]采用靜電紡絲法制備了模仿天然心肌細胞外基質的膠原蛋白/透明質酸/聚苯胺復合纖維膜，用于培養新生大鼠心肌細胞和多能干細胞分化的心肌細胞，試驗證實了該復合支架良好的生物相容性，以及聚苯胺導電性對心肌細胞基因表達和支架同步收縮的作用，這種具有仿生結構的導電支架在心肌修復方面展現出良好的應用前景。

目前電刺激對細胞活動的具體調節機制還不明確，因此，很多研究還集中于利用導電高分子膜探索電刺激的作用原理和電刺激調控細胞行為的最佳方式。了解電刺激作用機制，才能真正通過導電高分子膜材料實現組織的修復與再生。同時，構建與天然組織結構、性能都相似的仿生導電高分子膜的方法也是一大研究熱點。

3.2 藥物輸送系統

準確地向病灶遞送藥物和精確地控制藥物釋放速度是藥物治療的難題，因此，開發能實現靶向藥物控制釋放、改善治療效果同時降低副作用的藥物輸送系統一直是藥物釋放領域的研究熱點。導電高分子可以控制帶電分子從聚合物主鏈中吸收或排出，從而根據組織微環境的變化自動調節藥物釋放速率[87]，在低電壓下即可驅動藥物控制釋放甚至靶向輸送。

基于導電高分子設計的藥物輸送系統，目前已經在消炎藥、抗癌藥、抗生素、生長因子、肽和蛋白質等藥物上進行過研究[88-89]。使用導電高分子膜輸送藥物時要求膜的載藥量可控、對電勢變化敏感、降解速率可控，從而實現電場或磁場調控下的按需給藥。因此，目前國內外研究較多使用電化學沉積法和靜電紡絲法制備載藥的導電高分子膜。將藥物分子或藥物前體設置成摻雜劑是最簡單的導電高分子基藥物輸送系統載藥方式，對已摻雜的導電高分子施加不同電勢條件，即可控制藥物的釋放。Zhu等[90]以牛血清白蛋白(bovine serum albumin， BSA)和肝素(heparin， Hep)為模型分子，分別代表大尺寸、弱電負性的蛋白質分子和小尺寸、強電負性的藥物分子，通過兩次電化學沉積獲得BSA/Hep/PPy復合膜，對膜施加不同電壓時觀察到恒定電壓下BSA和Hep的選擇性釋放，其機理如圖2所示。施加正電壓時，BSA大量釋放，而帶負電的Hep少量釋放后又重新沉積；施加負電壓時，Hep優先于BSA釋放擴散。在此基礎上探究了BSA/Hep/PPy復合膜對成骨細胞分化的影響，結果表明，正電勢下釋放的BSA促進了成骨細胞的增殖，負電勢下釋放的Hep促進了成骨細胞的分化。這種能在特定電位釋放不同生物分子的生物材料，不僅可以用作藥物輸送系統，還可以與細胞信號分子結合后加強組織修復與再生的效果。

圖2 正、負電壓下從雙層BSA/Hep/PPy復合膜中選擇性釋放 BSA和Hep的機理[90]Fig.2 Mechanism of selective release of BSA and Hep from bilayer BSA/Hep/PPy film under positive and negative voltages[90]

然而，實現藥物靶向輸送和控制釋放的前提是藥物的穩定負載。通過簡單的摻雜過程裝載藥物的方法一般只適用于體積較小的陰離子藥物，對中性藥物、陽離子藥物和體積較大的陰離子藥物而言并不可行；摻雜過程還可能帶來電導率降低、膜脆性和粗糙度增大，以及藥物負載率不足等問題。故仍需探索更加可靠的載藥方式。此外，還需解決導電高分子在體內降解率較低，以及如何實現藥物輸送系統根據體內微環境自發調節藥物釋放速率的問題。

3.3 電化學生物傳感器

生物傳感器由具有分子識別能力的生物識別元件(細胞、細胞器、酶、核酸、抗體等)和將識別的化學信號轉換為光、電信號的換能器組成，如圖3所示。導電高分子在電場中具有構象效應、信號放大效應和電子傳遞效應[91]，可以構成電化學電極并作為換能器與生物活性分子通過吸附、摻雜、共價結合等手段固定在一起，組裝成電化學生物傳感器，然后根據電化學性能的變化與所識別的生物分子濃度之間的關系傳遞信息。電化學生物傳感器的效率受生物分子較慢的電子轉移速度約束，因此，開發高效、易于使用和有高選擇性的電化學生物傳感器一直是較大的挑戰。

圖3 生物傳感器基本結構Fig.3 Basic structure of biosensors

電導率是決定電化學生物傳感器靈敏度和響應速率的關鍵，因此，學者通過界面聚合或電化學沉積等手段制備了具有納米級厚度、粗糙度或孔結構的導電高分子膜[92]，以及嵌入金屬、金屬氧化物或碳納米材料的導電復合膜。這些導電高分子基納米復合材料比表面積大、允許被分析物快速擴散，因而電荷轉移速度更快[93]，用于構建電化學生物傳感器時可以進一步優化傳感器的靈敏度、響應時間等參數。目前已有基于導電高分子開發的酶生物傳感器[94]、DNA生物傳感器[95]、免疫生物傳感器[96]等多種傳感器被報道，其可用于疾病診斷和監測、藥物研究、食品安全和環境監測等方面。因酶生物傳感器固有的工藝復雜性和環境不穩定性，Mengarda等[97]開發了可以在汗液、淚液、血液中檢測乳酸(lactic acid， LAC)水平的非酶電極電位式生物傳感器，可代替血液分析，快速實時地監測運動時體內的乳酸水平。以含有乳酸的樣品為電解質進行吡咯的電化學聚合，乳酸濃度與所制備的PPy/LAC膜電極的電勢線性相關，可在0.1～10.0 mmol/L線性范圍內測量樣品中的乳酸水平。所制傳感器在不同電流密度和電解液pH值下工作靈敏度都很高(最低檢出限為81 μmol/L)，且樣品中其他分子對傳感器的選擇性無明顯影響，證實所提出的傳感器可以確定乳酸水平并且是有助于實時評估體能的可行裝置。

生物傳感器本身種類繁雜、原理各異，目前對導電高分子制備電化學生物傳感器的研究較多地集中于改善傳感器的選擇性、靈敏度、響應速度、穩定性和使用壽命，改善生物分子的固定效果并減少失活，以及開發可植入的生物傳感器用于實時健康監測。

3.4 人工肌肉

在發生電化學反應時導電高分子薄膜會出現體積變化。以摻雜小尺寸陰離子的聚吡咯膜為例，膜的氧化/還原分別對應摻雜/脫摻雜過程，聚吡咯主鏈的構象運動產生可抗衡或容納離子和溶劑分子的自由體積，因此氧化過程驅動陰離子從溶液中進入聚吡咯主鏈和溶劑分子從聚吡咯主鏈排出，還原過程驅動陰離子排出和溶劑分子進入，進而實現電荷和滲透平衡，宏觀表現為膜的氧化膨脹和還原收縮，據此開發了電驅動人工肌肉或致動器[98-99]。導電高分子基人工肌肉通常由界面聚合法、電化學沉積法和原位聚合法制備的柔性導電高分子薄膜組裝而成，工作時通過電化學反應將電能轉化為機械能，其驅動電壓較低(2～10 V)、產生的應力較大(約102MPa)、功密度較大(<100 MJ/m3)[100]，在醫療衛生、電機械工業等領域很有發展潛力。

根據電場下材料兩側的相對體積差異開發雙層人工肌肉[101]，通常由一層在電刺激下會發生體積變化的電活性材料和一層無電響應的非活性材料組成。為提高響應速率和驅動力，開發了三明治結構的三層人工肌肉[102]，由兩層電活性材料包夾一層非活性材料組成，通電后一層收縮而另一層膨脹。多層人工肌肉通常由物理黏附整合，經多次動作循環后，電活性層和非活性層界面處的極端應力容易導致驅動器分層，因此開發了單層人工肌肉[103]。單層人工肌肉一般會賦予導電高分子膜平衡離子濃度梯度、電導率梯度或形態學梯度，或將導電高分子膜制成分別摻雜大體積陰離子和小體積陰離子的雙分子層[104]，從而構成具有不對稱結構的單層材料，通電后不對稱的體積變化實現彎曲變形[105]。Maziz等[106]為解決多層制動器分層和難以微型化的問題，通過在PEDOT氣相沉積時加入聚甲基丙烯酸酯形成半互穿聚合物網絡，組裝成交聯的三層結構，結合光刻加工技術在柔性襯底上構建通過聚環氧乙烷傳導離子的微型人工肌肉，如圖4所示。這種逐層組裝得到的微型人工肌肉可在柔性基質上直接集成并可進行圖案化加工，使用時無需處于電解液環境。

(a) 在空氣中工作的大尺寸人工肌肉 (b) 在柔性基底上集成的微型肌肉圖4 基于導電聚合物的人工肌肉的結構[106]Fig.4 Structure of artificial muscle based on conductive polymer[106]

由導電高分子膜構建的人工肌肉的致動效果受薄膜的厚度、孔隙率、電導率及離子電導率影響。降低膜的厚度有利于離子擴散和電子傳輸，可提高響應速率，但會犧牲驅動力[107]；增加薄膜孔隙率可提高通過膜的電荷密度從而增加應力和應變[108]；在恒電位下工作時，較高的薄膜電導率和電解質離子電導率[109]會增大電流，加快充放電速度，繼而加快應變響應。相比其他材料，導電高分子基人工肌肉的缺點是氧化還原過程會導致部分電荷損失，長期使用后的彎曲響應能力會逐漸降低。此外，由導電高分子開發的人工肌肉還需解決以下問題：如何在不損失電導率的前提下盡可能提高導電高分子膜的柔性；如何模擬除角運動或簡單線性位移以外的復雜非線性運動，并提供更大的驅動力和更快的應變響應速率；如何擺脫需在體外電解液池中使用的條件限制，從而拓寬應用場合。

4 總結與展望

除良好的導電性、穩定的電化學特性以及易于制備、成本低廉等諸多優點外，導電高分子還具有生物相容性及調控細胞活動的能力，因此成為優異的生物醫用材料基材。但其較差的力學性能、較低的可加工性等由分子結構帶來的固有缺點在一定程度上限制了導電高分子的實用性，因而推動了各種基于導電高分子的化學改性和復合材料開發。如何有效改善導電高分子的強度、加工性能、柔性、電導率穩定性，以及如何批量制造性能優異的導電高分子材料，這是導電高分子的諸多應用走向實用化必須解決的課題。

二維薄膜形態的導電高分子材料被廣泛應用于生物醫學領域。制備導電高分子薄膜的各種方法均存在一定缺陷，例如：電化學沉積法制得的膜尺寸小、厚度低；溶液澆鑄法制備穩定分散的澆鑄液的難度較大，所制得的膜厚度、均勻度較差；靜電紡絲法對原料性能和紡絲液制備過程要求高；原位聚合法通常需要柔性基材做支撐才能獲得較好的力學性能。同時，這些方法都受限于制備規模，并且很難實現穩定的高電導率與良好的力學性能的平衡，而界面聚合法可批量制備大尺寸柔性膜材料。為提高材料實際使用時的性能，需根據最終用途選擇能最大化突出導電高分子特性的制膜方法，并對其進行適當改良。

目前已經有大量導電高分子用于組織修復與再生、藥物輸送、生物傳感器、人工肌肉等生物醫用領域，但仍然需要通過復合、化學改性、改變合成條件等手段優化導電高分子材料的電導率、電導率穩定性和力學性能，解決導電高分子因生物降解性差異帶來的體內使用的安全性問題，并且只有實現材料的批量、穩定生產，才能真正推動材料的應用進展與商業化。還可從其他角度探索利用導電高分子特性的可能，以拓寬其在生物醫學領域的應用面。