魏樂倩， 李沂蒙， 藍麗珍， 毛吉富， b， c， 王 璐， b， c

(東華大學(xué) a.紡織學(xué)院； b.紡織面料技術(shù)教育部重點實驗室； c.紡織行業(yè)生物醫(yī)用紡織材料與技術(shù)重點實驗室， 上海 201620)

生物體內(nèi)具有活性的細(xì)胞和組織，無論處于靜息態(tài)還是活動態(tài)，都存在電信號的產(chǎn)生與傳遞過程。生物電現(xiàn)象與生命活動密切相關(guān)，表現(xiàn)在電刺激可使細(xì)胞膜兩側(cè)電位差發(fā)生變化，從而調(diào)節(jié)細(xì)胞內(nèi)離子濃度和基因表達[1]，最終將影響細(xì)胞的增殖、分化和遷移以及組織、器官的功能。當(dāng)組織受損或發(fā)生病變時，細(xì)胞間傳導(dǎo)電信號的通路往往會被切斷，而導(dǎo)電高分子可以完成組織中的電信號傳導(dǎo)過程[2]，因此能夠?qū)崿F(xiàn)組織的修復(fù)與再生。此外，導(dǎo)電高分子在電化學(xué)反應(yīng)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(zhì)為其在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的應(yīng)用奠定了基礎(chǔ)。

目前得到深入研究的導(dǎo)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(dǎo)電高分子通常被制備成納米粒子[3-6]、膜材料[7-10]和復(fù)合水凝膠[11-13]。其中，導(dǎo)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(yīng)用潛能。學(xué)者針對導(dǎo)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(dǎo)電高分子分類及其材料特性的基礎(chǔ)上，聚焦導(dǎo)電高分子膜材料，歸納總結(jié)兩類膜材料的制備方法，以及導(dǎo)電高分子膜材料在組織修復(fù)與再生、藥物輸送、電化學(xué)生物傳感器和人工肌肉等生物醫(yī)用領(lǐng)域的研究進展。

1 生物醫(yī)用導(dǎo)電高分子

與金屬、金屬氧化物等無機導(dǎo)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(rèn)為是絕緣體。但從理論上來說，當(dāng)在電場作用下，物質(zhì)內(nèi)存在足夠數(shù)量的載流子以一定速度發(fā)生定向運動時就可以實現(xiàn)高分子導(dǎo)電。導(dǎo)電高分子的特殊分子結(jié)構(gòu)賦予了其很多特性，這些特性也是其被用作生物醫(yī)用材料的原因。

1.1 導(dǎo)電高分子分類

根據(jù)載流子的來源，導(dǎo)電高分子可分為復(fù)合型導(dǎo)電高分子和本征型(結(jié)構(gòu)型)導(dǎo)電高分子。復(fù)合型導(dǎo)電高分子本身不導(dǎo)電，由炭黑、金屬等導(dǎo)電填料提供載流子從而在高分子網(wǎng)絡(luò)間傳導(dǎo)電流。本征型導(dǎo)電高分子本身帶有載流子，分為兩類：(1)離子型導(dǎo)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(xiàn)導(dǎo)電功能；(2)電子型導(dǎo)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(dǎo)率，所涉及的電荷傳導(dǎo)理論包括孤子傳導(dǎo)模型[16]、極化子/雙極化子傳導(dǎo)模型[17-18]。

摻雜和脫摻雜本質(zhì)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(yīng)，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(xiàn)材料在絕緣體和導(dǎo)體之間的可逆轉(zhuǎn)變，這使得電子型導(dǎo)電高分子得到深入研究。通常導(dǎo)電高分子特指電子型導(dǎo)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(dǎo)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(dǎo)電流。

1.2 導(dǎo)電高分子材料特性

導(dǎo)電高分子分子內(nèi)的共軛π鍵長鏈結(jié)構(gòu)和高度離域的電子，賦予其導(dǎo)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(xué)強度較差、難降解、不溶不熔以及親水性差等問題。導(dǎo)電高分子材料成本低廉、環(huán)境穩(wěn)定性好，電導(dǎo)率范圍寬且可調(diào)控性強，有較快的非線性光學(xué)響應(yīng)，可實現(xiàn)光電磁轉(zhuǎn)化[19]。此外，導(dǎo)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(xué)性能等發(fā)生可逆變化，即具有電致變色[21]和電致動[22]的能力。

導(dǎo)電高分子用作生物材料的研究表明：聚吡咯沒有急性細(xì)胞毒性和致突變性[23]，不會引起凝血、溶血及過敏反應(yīng)[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(xì)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(shù)研究認(rèn)為聚苯胺是有選擇性的細(xì)胞相容，且相容性會受氧化狀態(tài)影響，需要通過改性來減輕植入體內(nèi)后可能引起的異物反應(yīng)[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(xué)改性來改善[29]。

目前，用作生物材料的導(dǎo)電高分子的聚集態(tài)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(fù)合水凝膠材料。導(dǎo)電高分子膜材料能充分利用導(dǎo)電高分子發(fā)生電化學(xué)反應(yīng)時的負(fù)載-卸載響應(yīng)和體積變化響應(yīng)特性，向細(xì)胞提供穩(wěn)定的電刺激，從而調(diào)節(jié)細(xì)胞活動，因此得到了廣泛研究。

2 導(dǎo)電高分子膜材料的制備方法

導(dǎo)電高分子膜材料可通過電化學(xué)合成法或化學(xué)合成法制備。電化學(xué)合成過程中導(dǎo)電高分子直接在電極上沉積成膜；化學(xué)合成法包括需經(jīng)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(xué)合成法

電化學(xué)合成法基于三電極體系，通過向溶劑中加入導(dǎo)電高分子單體和電解質(zhì)引發(fā)電解反應(yīng)，從而在工作電極上快速沉積獲得摻雜態(tài)的導(dǎo)電高分子薄膜。改變電流密度、電解質(zhì)材料、沉積時間等參數(shù)可以實現(xiàn)對薄膜的結(jié)構(gòu)、厚度、導(dǎo)電性等[30]的控制。相比化學(xué)合成法，電化學(xué)合成法的優(yōu)勢在于電沉積過程可控，重現(xiàn)性好[31]且能一步成膜。Kim等[32]利用電化學(xué)沉積技術(shù)在循環(huán)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(dǎo)電復(fù)合膜，所制備的導(dǎo)電復(fù)合膜與電極的黏附性穩(wěn)定、不易脫落，且電化學(xué)性能優(yōu)于純聚吡咯膜。然而，電化學(xué)合成法制得的導(dǎo)電高分子膜尺寸受電極面積限制、結(jié)構(gòu)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(yōu)勢。

2.2 化學(xué)合成法

2.2.1 溶液澆鑄法

溶液澆鑄法是將導(dǎo)電高分子在易揮發(fā)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(dǎo)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(fā)速率的不均一將導(dǎo)致膜表面不平整、膜內(nèi)出現(xiàn)不均勻的孔隙。要獲得均勻的可用于澆鑄的導(dǎo)電高分子分散液，需對導(dǎo)電高分子進行化學(xué)改性并配合適當(dāng)?shù)膿诫s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(lián)的PANi-PGS膜，結(jié)果表明，PANi-PGS膜的電導(dǎo)率為1.29×10-3～1.77×10-2S/cm，與天然心肌的電導(dǎo)率相當(dāng)，并且具有良好的生物相容性，能夠緩慢降解，可用于開發(fā)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(dǎo)電高分子通常難溶、難熔且相對分子質(zhì)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?？赏ㄟ^添加助劑將導(dǎo)電高分子溶液調(diào)制成紡絲液[37]，或?qū)?dǎo)電高分子進行化學(xué)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(dǎo)電纖維膜常用作組織工程支架和藥物輸送系統(tǒng)，但用于細(xì)胞培養(yǎng)時其致密的結(jié)構(gòu)可能會限制細(xì)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(dǎo)電高分子在基材上沉積成膜，反應(yīng)結(jié)束后經(jīng)洗滌和干燥獲得復(fù)合導(dǎo)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?zé)崽幚韀39]。Chen等[40]開發(fā)了連續(xù)溶液聚合法，通過將預(yù)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(dǎo)率的柔性薄膜，該薄膜用作觸控裝置時具有優(yōu)異的傳感能力和彎曲性能。

用于制備導(dǎo)電高分子膜的氣相沉積法[41]分為氧化化學(xué)氣相沉積法[42]和氣相沉積聚合法[43]兩類。氧化化學(xué)氣相沉積是指單體和氧化劑以氣態(tài)形式直接在反應(yīng)室內(nèi)聚合，聚合產(chǎn)物在反應(yīng)室底部基材上生長成膜；氣相沉積聚合是指預(yù)先在基材上涂覆氧化劑，然后經(jīng)短暫干燥后將基材暴露于氣態(tài)單體中完成聚合，最后洗滌并干燥，獲得導(dǎo)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(jié)構(gòu)的基材內(nèi)部沉積導(dǎo)電高分子，也可獲得自支撐的導(dǎo)電高分子膜[44]，制備的膜形態(tài)易于控制，但所需的反應(yīng)設(shè)備和反應(yīng)條件較為復(fù)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(jié)構(gòu)的聚吡咯膜，具體方法為將不銹鋼網(wǎng)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(wǎng)表面均勻涂覆溶液后取出干燥，轉(zhuǎn)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(dǎo)率達94 S/cm。

原位聚合法制備的自支撐導(dǎo)電高分子膜的力學(xué)性能較差，因此，通常用原位聚合法結(jié)合導(dǎo)電高分子的導(dǎo)電性和柔性基材的力學(xué)性能及特殊拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)，制備用于組織修復(fù)與再生的導(dǎo)電高分子復(fù)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(fā)聚合反應(yīng)，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(dǎo)電高分子薄膜。界面聚合法具有反應(yīng)速度快、反應(yīng)條件溫和、對反應(yīng)單體純度要求不高的特點。

最初通過界面聚合法制得的導(dǎo)電高分子膜具有一定柔性但尺寸很小[47]，后續(xù)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(dǎo)電性和柔性變差[48]，但可以獲得納米尺度或具有特殊結(jié)構(gòu)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(jié)構(gòu)的單組分聚吡咯多孔膜。Mao等[51]以甲基橙(methyl orange， MO)為模板，構(gòu)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(cè)具有納米管結(jié)構(gòu)，另一側(cè)表面呈氣泡結(jié)構(gòu)的PPy膜，如圖1所示。該PPy膜在液氮和室溫下都能展現(xiàn)出柔韌性頗佳的單組分PPy膜，在室溫下反復(fù)彎曲也不易破裂，極大地改善了PPy膜的柔性、導(dǎo)電性等使用性能，并且可批量化大尺寸制備。后續(xù)開發(fā)了通用的生物分子固定方法，通過該法將接枝了蛋白質(zhì)的改性PPy顆粒組裝在此PPy膜的納米管側(cè)[52]，構(gòu)建了可用作傳感器、神經(jīng)假體、電刺激平臺的生物活性PPy膜。

利用其他膜制備技術(shù)構(gòu)建導(dǎo)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(shù)結(jié)合制備出具有特殊三維結(jié)構(gòu)的導(dǎo)電高分子支架，可用于組織工程[53]；利用Langmuir-Blodgett技術(shù)和自組裝技術(shù)制備得到導(dǎo)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(jù)具體用途及預(yù)期的性能要求進行選擇和改良。

3 導(dǎo)電高分子膜材料在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的主要應(yīng)用

自從發(fā)現(xiàn)生物電現(xiàn)象和神經(jīng)組織、心肌組織等組織對外源電刺激的響應(yīng)以后，研究人員開始探索導(dǎo)電材料在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的應(yīng)用。雖然金屬納米顆粒[57-58]、碳納米管[59-60]、石墨烯[61-63]等導(dǎo)電納米材料的生物相容性及其對細(xì)胞活動的調(diào)節(jié)作用已得到了體外試驗證實，但這些納米材料復(fù)雜且高成本的制備程序以及在人體內(nèi)長期使用的潛在危害，使得研究人員將目光轉(zhuǎn)向了導(dǎo)電高分子材料。在導(dǎo)電高分子材料因其特殊的光電性能被成功應(yīng)用于能源、光電子設(shè)備等[64-67]領(lǐng)域后，其良好的生物相容性和低毒性[68-69]使得學(xué)者開始探索其用作生物醫(yī)用材料的可行性。導(dǎo)電高分子膜材料的導(dǎo)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(fù)與再生；環(huán)境條件變化引發(fā)的摻雜與脫摻雜行為可用于載藥與釋藥；規(guī)律性變化的電化學(xué)性能可用于構(gòu)建生物傳感器；電驅(qū)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(yīng)用導(dǎo)電高分子的特性時，導(dǎo)電高分子膜材料在生物醫(yī)療領(lǐng)域還能表現(xiàn)出其他潛力。

3.1 組織修復(fù)與再生平臺

導(dǎo)電高分子的導(dǎo)電性允許其對培養(yǎng)的細(xì)胞或組織施加外源電信號刺激，還可通過傳導(dǎo)生物電信號恢復(fù)組織內(nèi)電信號通路，研究[70-71]表明聚吡咯和聚苯胺對細(xì)胞的黏附、生長、增殖、分化等活動有明顯的電調(diào)控作用。因此，將導(dǎo)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(fù)合，可用于電信號敏感組織的修復(fù)與再生[72]，比如，創(chuàng)口護理敷料用于創(chuàng)面愈合和皮膚組織再生[73]，神經(jīng)導(dǎo)管用于神經(jīng)組織修復(fù)[74]，導(dǎo)電復(fù)合支架用于心肌修復(fù)[75]、骨骼肌修復(fù)[76]和骨修復(fù)[77-78]等。為了模仿天然組織的結(jié)構(gòu)和功能，除生物相容性外，導(dǎo)電高分子膜材料還需具備適當(dāng)?shù)碾妼?dǎo)率、力學(xué)性能、表面拓?fù)浣Y(jié)構(gòu)、疏水性、孔隙率、氧化還原穩(wěn)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(gòu)建導(dǎo)電高分子復(fù)合膜，膜的電導(dǎo)率、剛度以及結(jié)構(gòu)需要與心肌組織(成人心肌的電導(dǎo)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(dǎo)致的心肌受損問題，學(xué)者已經(jīng)探索了利用導(dǎo)電膜材料負(fù)載心肌細(xì)胞構(gòu)建功能化心肌補片[82-83]、利用導(dǎo)電支架和干細(xì)胞療法體外構(gòu)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(xì)胞外基質(zhì)的膠原蛋白/透明質(zhì)酸/聚苯胺復(fù)合纖維膜，用于培養(yǎng)新生大鼠心肌細(xì)胞和多能干細(xì)胞分化的心肌細(xì)胞，試驗證實了該復(fù)合支架良好的生物相容性，以及聚苯胺導(dǎo)電性對心肌細(xì)胞基因表達和支架同步收縮的作用，這種具有仿生結(jié)構(gòu)的導(dǎo)電支架在心肌修復(fù)方面展現(xiàn)出良好的應(yīng)用前景。

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

3.2 藥物輸送系統(tǒng)

準(zhǔn)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(fā)能實現(xiàn)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(tǒng)一直是藥物釋放領(lǐng)域的研究熱點。導(dǎo)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(jù)組織微環(huán)境的變化自動調(diào)節(jié)藥物釋放速率[87]，在低電壓下即可驅(qū)動藥物控制釋放甚至靶向輸送。

基于導(dǎo)電高分子設(shè)計的藥物輸送系統(tǒng)，目前已經(jīng)在消炎藥、抗癌藥、抗生素、生長因子、肽和蛋白質(zhì)等藥物上進行過研究[88-89]。使用導(dǎo)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(xiàn)電場或磁場調(diào)控下的按需給藥。因此，目前國內(nèi)外研究較多使用電化學(xué)沉積法和靜電紡絲法制備載藥的導(dǎo)電高分子膜。將藥物分子或藥物前體設(shè)置成摻雜劑是最簡單的導(dǎo)電高分子基藥物輸送系統(tǒng)載藥方式，對已摻雜的導(dǎo)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(fù)性的蛋白質(zhì)分子和小尺寸、強電負(fù)性的藥物分子，通過兩次電化學(xué)沉積獲得BSA/Hep/PPy復(fù)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(fù)電的Hep少量釋放后又重新沉積；施加負(fù)電壓時，Hep優(yōu)先于BSA釋放擴散。在此基礎(chǔ)上探究了BSA/Hep/PPy復(fù)合膜對成骨細(xì)胞分化的影響，結(jié)果表明，正電勢下釋放的BSA促進了成骨細(xì)胞的增殖，負(fù)電勢下釋放的Hep促進了成骨細(xì)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(tǒng)，還可以與細(xì)胞信號分子結(jié)合后加強組織修復(fù)與再生的效果。

圖2 正、負(fù)電壓下從雙層BSA/Hep/PPy復(fù)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(xiàn)藥物靶向輸送和控制釋放的前提是藥物的穩(wěn)定負(fù)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(dǎo)率降低、膜脆性和粗糙度增大，以及藥物負(fù)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(dǎo)電高分子在體內(nèi)降解率較低，以及如何實現(xiàn)藥物輸送系統(tǒng)根據(jù)體內(nèi)微環(huán)境自發(fā)調(diào)節(jié)藥物釋放速率的問題。

3.3 電化學(xué)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(xì)胞、細(xì)胞器、酶、核酸、抗體等)和將識別的化學(xué)信號轉(zhuǎn)換為光、電信號的換能器組成，如圖3所示。導(dǎo)電高分子在電場中具有構(gòu)象效應(yīng)、信號放大效應(yīng)和電子傳遞效應(yīng)[91]，可以構(gòu)成電化學(xué)電極并作為換能器與生物活性分子通過吸附、摻雜、共價結(jié)合等手段固定在一起，組裝成電化學(xué)生物傳感器，然后根據(jù)電化學(xué)性能的變化與所識別的生物分子濃度之間的關(guān)系傳遞信息。電化學(xué)生物傳感器的效率受生物分子較慢的電子轉(zhuǎn)移速度約束，因此，開發(fā)高效、易于使用和有高選擇性的電化學(xué)生物傳感器一直是較大的挑戰(zhàn)。

圖3 生物傳感器基本結(jié)構(gòu)Fig.3 Basic structure of biosensors

電導(dǎo)率是決定電化學(xué)生物傳感器靈敏度和響應(yīng)速率的關(guān)鍵，因此，學(xué)者通過界面聚合或電化學(xué)沉積等手段制備了具有納米級厚度、粗糙度或孔結(jié)構(gòu)的導(dǎo)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(dǎo)電復(fù)合膜。這些導(dǎo)電高分子基納米復(fù)合材料比表面積大、允許被分析物快速擴散，因而電荷轉(zhuǎn)移速度更快[93]，用于構(gòu)建電化學(xué)生物傳感器時可以進一步優(yōu)化傳感器的靈敏度、響應(yīng)時間等參數(shù)。目前已有基于導(dǎo)電高分子開發(fā)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(jiān)測、藥物研究、食品安全和環(huán)境監(jiān)測等方面。因酶生物傳感器固有的工藝復(fù)雜性和環(huán)境不穩(wěn)定性，Mengarda等[97]開發(fā)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(jiān)測運動時體內(nèi)的乳酸水平。以含有乳酸的樣品為電解質(zhì)進行吡咯的電化學(xué)聚合，乳酸濃度與所制備的PPy/LAC膜電極的電勢線性相關(guān)，可在0.1～10.0 mmol/L線性范圍內(nèi)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(dǎo)電高分子制備電化學(xué)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(yīng)速度、穩(wěn)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(fā)可植入的生物傳感器用于實時健康監(jiān)測。

3.4 人工肌肉

在發(fā)生電化學(xué)反應(yīng)時導(dǎo)電高分子薄膜會出現(xiàn)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(yīng)摻雜/脫摻雜過程，聚吡咯主鏈的構(gòu)象運動產(chǎn)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(qū)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(qū)動陰離子排出和溶劑分子進入，進而實現(xiàn)電荷和滲透平衡，宏觀表現(xiàn)為膜的氧化膨脹和還原收縮，據(jù)此開發(fā)了電驅(qū)動人工肌肉或致動器[98-99]。導(dǎo)電高分子基人工肌肉通常由界面聚合法、電化學(xué)沉積法和原位聚合法制備的柔性導(dǎo)電高分子薄膜組裝而成，工作時通過電化學(xué)反應(yīng)將電能轉(zhuǎn)化為機械能，其驅(qū)動電壓較低(2～10 V)、產(chǎn)生的應(yīng)力較大(約102MPa)、功密度較大(<100 MJ/m3)[100]，在醫(yī)療衛(wèi)生、電機械工業(yè)等領(lǐng)域很有發(fā)展?jié)摿Α?/p>

根據(jù)電場下材料兩側(cè)的相對體積差異開發(fā)雙層人工肌肉[101]，通常由一層在電刺激下會發(fā)生體積變化的電活性材料和一層無電響應(yīng)的非活性材料組成。為提高響應(yīng)速率和驅(qū)動力，開發(fā)了三明治結(jié)構(gòu)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(jīng)多次動作循環(huán)后，電活性層和非活性層界面處的極端應(yīng)力容易導(dǎo)致驅(qū)動器分層，因此開發(fā)了單層人工肌肉[103]。單層人工肌肉一般會賦予導(dǎo)電高分子膜平衡離子濃度梯度、電導(dǎo)率梯度或形態(tài)學(xué)梯度，或?qū)?dǎo)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(gòu)成具有不對稱結(jié)構(gòu)的單層材料，通電后不對稱的體積變化實現(xiàn)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(wǎng)絡(luò)，組裝成交聯(lián)的三層結(jié)構(gòu)，結(jié)合光刻加工技術(shù)在柔性襯底上構(gòu)建通過聚環(huán)氧乙烷傳導(dǎo)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(zhì)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(huán)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(dǎo)電聚合物的人工肌肉的結(jié)構(gòu)[106]Fig.4 Structure of artificial muscle based on conductive polymer[106]

由導(dǎo)電高分子膜構(gòu)建的人工肌肉的致動效果受薄膜的厚度、孔隙率、電導(dǎo)率及離子電導(dǎo)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(yīng)速率，但會犧牲驅(qū)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(yīng)力和應(yīng)變[108]；在恒電位下工作時，較高的薄膜電導(dǎo)率和電解質(zhì)離子電導(dǎo)率[109]會增大電流，加快充放電速度，繼而加快應(yīng)變響應(yīng)。相比其他材料，導(dǎo)電高分子基人工肌肉的缺點是氧化還原過程會導(dǎo)致部分電荷損失，長期使用后的彎曲響應(yīng)能力會逐漸降低。此外，由導(dǎo)電高分子開發(fā)的人工肌肉還需解決以下問題：如何在不損失電導(dǎo)率的前提下盡可能提高導(dǎo)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(fù)雜非線性運動，并提供更大的驅(qū)動力和更快的應(yīng)變響應(yīng)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(yīng)用場合。

4 總結(jié)與展望

除良好的導(dǎo)電性、穩(wěn)定的電化學(xué)特性以及易于制備、成本低廉等諸多優(yōu)點外，導(dǎo)電高分子還具有生物相容性及調(diào)控細(xì)胞活動的能力，因此成為優(yōu)異的生物醫(yī)用材料基材。但其較差的力學(xué)性能、較低的可加工性等由分子結(jié)構(gòu)帶來的固有缺點在一定程度上限制了導(dǎo)電高分子的實用性，因而推動了各種基于導(dǎo)電高分子的化學(xué)改性和復(fù)合材料開發(fā)。如何有效改善導(dǎo)電高分子的強度、加工性能、柔性、電導(dǎo)率穩(wěn)定性，以及如何批量制造性能優(yōu)異的導(dǎo)電高分子材料，這是導(dǎo)電高分子的諸多應(yīng)用走向?qū)嵱没仨毥鉀Q的課題。

二維薄膜形態(tài)的導(dǎo)電高分子材料被廣泛應(yīng)用于生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域。制備導(dǎo)電高分子薄膜的各種方法均存在一定缺陷，例如：電化學(xué)沉積法制得的膜尺寸小、厚度低；溶液澆鑄法制備穩(wěn)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(xué)性能。同時，這些方法都受限于制備規(guī)模，并且很難實現(xiàn)穩(wěn)定的高電導(dǎo)率與良好的力學(xué)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(jù)最終用途選擇能最大化突出導(dǎo)電高分子特性的制膜方法，并對其進行適當(dāng)改良。

目前已經(jīng)有大量導(dǎo)電高分子用于組織修復(fù)與再生、藥物輸送、生物傳感器、人工肌肉等生物醫(yī)用領(lǐng)域，但仍然需要通過復(fù)合、化學(xué)改性、改變合成條件等手段優(yōu)化導(dǎo)電高分子材料的電導(dǎo)率、電導(dǎo)率穩(wěn)定性和力學(xué)性能，解決導(dǎo)電高分子因生物降解性差異帶來的體內(nèi)使用的安全性問題，并且只有實現(xiàn)材料的批量、穩(wěn)定生產(chǎn)，才能真正推動材料的應(yīng)用進展與商業(yè)化。還可從其他角度探索利用導(dǎo)電高分子特性的可能，以拓寬其在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的應(yīng)用面。