导电高分子膜材料制备及其生物医用研究进展

魏乐倩， 李沂蒙， 蓝丽珍， 毛吉富， b， c， 王 璐， b， c

(东华大学 a.纺织学院； b.纺织面料技术教育部重点实验室； c.纺织行业生物医用纺织材料与技术重点实验室， 上海 201620)

生物体内具有活性的细胞和组织，无论处于静息态还是活动态，都存在电信号的产生与传递过程。生物电现象与生命活动密切相关，表现在电刺激可使细胞膜两侧电位差发生变化，从而调节细胞内离子浓度和基因表达[1]，最终将影响细胞的增殖、分化和迁移以及组织、器官的功能。当组织受损或发生病变时，细胞间传导电信号的通路往往会被切断，而导电高分子可以完成组织中的电信号传导过程[2]，因此能够实现组织的修复与再生。此外，导电高分子在电化学反应过程中还伴随着体积的变化和离子的嵌入与释放，这些独特的性质为其在生物医学领域的应用奠定了基础。

目前得到深入研究的导电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，这些导电高分子通常被制备成纳米粒子[3-6]、膜材料[7-10]和复合水凝胶[11-13]。其中，导电高分子膜材料因其比表面积大、可剪裁和可弯曲的特性而拥有更大的应用潜能。学者针对导电高分子膜材料展开大量研究，但目前综述报道尚不多见。本文在简单介绍导电高分子分类及其材料特性的基础上，聚焦导电高分子膜材料，归纳总结两类膜材料的制备方法，以及导电高分子膜材料在组织修复与再生、药物输送、电化学生物传感器和人工肌肉等生物医用领域的研究进展。

1 生物医用导电高分子

与金属、金属氧化物等无机导电材料不同，高分子中各原子的所有电子都用于形成共价键，不存在自由电子，因而一直被认为是绝缘体。但从理论上来说，当在电场作用下，物质内存在足够数量的载流子以一定速度发生定向运动时就可以实现高分子导电。导电高分子的特殊分子结构赋予了其很多特性，这些特性也是其被用作生物医用材料的原因。

1.1 导电高分子分类

根据载流子的来源，导电高分子可分为复合型导电高分子和本征型(结构型)导电高分子。复合型导电高分子本身不导电，由炭黑、金属等导电填料提供载流子从而在高分子网络间传导电流。本征型导电高分子本身带有载流子，分为两类：(1)离子型导电高分子，其通常含聚醚、聚酯、聚亚胺链段的聚合物，阴、阳离子作为载流子可以在分子链形成的螺旋孔道中空位扩散或在大分子链的空隙间跃迁传输[14]，从而实现导电功能；(2)电子型导电高分子(又称合成金属)，其以电子或空穴为载流子，一般通过掺杂使载流子快速迁移[15]，从而达到较高的电导率，所涉及的电荷传导理论包括孤子传导模型[16]、极化子/双极化子传导模型[17-18]。

掺杂和脱掺杂本质上是在高分子的空轨道中注入电子或从占有轨道中释放电子，可以将其视作氧化还原反应，即掺杂-脱掺杂过程完全可逆，因此通过掺杂和脱掺杂可以实现材料在绝缘体和导体之间的可逆转变，这使得电子型导电高分子得到深入研究。通常导电高分子特指电子型导电高分子，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，聚吡咯的导电机理如下：氧化时聚合物主干失去一个电子，为保持电荷平衡，溶液中一个阴离子进入主链，形成极化子；进一步氧化时，聚吡咯主链会再失去一个未配对电子同时再引入一个阴离子，形成双极化子，双极化子能够沿着共轭聚合物链迁移传导电流。

1.2 导电高分子材料特性

导电高分子分子内的共轭π键长链结构和高度离域的电子，赋予其导电性和耐热性，但同时又使分子链刚性和分子间作用力增强，在一定程度上带来材料力学强度较差、难降解、不溶不熔以及亲水性差等问题。导电高分子材料成本低廉、环境稳定性好，电导率范围宽且可调控性强，有较快的非线性光学响应，可实现光电磁转化[19]。此外，导电高分子的掺杂-脱掺杂(氧化-还原)过程伴随着离子和溶剂分子的迁出与迁入、π电子的迁移、同性电荷间的静电排斥作用[20]，致使其体积、颜色和力学性能等发生可逆变化，即具有电致变色[21]和电致动[22]的能力。

导电高分子用作生物材料的研究表明：聚吡咯没有急性细胞毒性和致突变性[23]，不会引起凝血、溶血及过敏反应[24]，长期植入也只会引起轻微的组织炎症[25]，对金黄葡萄球菌、大肠杆菌等菌株有一定抗菌性[26]，还能支持许多细胞的黏附、生长和分化[27]。聚苯胺的生物相容性尚有争议，多数研究认为聚苯胺是有选择性的细胞相容，且相容性会受氧化状态影响，需要通过改性来减轻植入体内后可能引起的异物反应[28]。以PEDOT为代表的聚噻吩衍生物的生物相容性不如聚吡咯，需通过掺杂和化学改性来改善[29]。

目前，用作生物材料的导电高分子的聚集态包括零维的纳米颗粒、一维的纳米管或微纳米纤维、二维的涂层或膜材料以及三维的复合水凝胶材料。导电高分子膜材料能充分利用导电高分子发生电化学反应时的负载-卸载响应和体积变化响应特性，向细胞提供稳定的电刺激，从而调节细胞活动，因此得到了广泛研究。

2 导电高分子膜材料的制备方法

导电高分子膜材料可通过电化学合成法或化学合成法制备。电化学合成过程中导电高分子直接在电极上沉积成膜；化学合成法包括需经二次加工的溶液浇铸法和静电纺丝法，以及一步成形的原位聚合法和界面聚合法。

2.1 电化学合成法

电化学合成法基于三电极体系，通过向溶剂中加入导电高分子单体和电解质引发电解反应，从而在工作电极上快速沉积获得掺杂态的导电高分子薄膜。改变电流密度、电解质材料、沉积时间等参数可以实现对薄膜的结构、厚度、导电性等[30]的控制。相比化学合成法，电化学合成法的优势在于电沉积过程可控，重现性好[31]且能一步成膜。Kim等[32]利用电化学沉积技术在循环伏安法和恒电势法2种条件下，以多巴胺为黏合剂在聚吡咯层上通过自聚合制备聚多巴胺/聚吡咯导电复合膜，所制备的导电复合膜与电极的黏附性稳定、不易脱落，且电化学性能优于纯聚吡咯膜。然而，电化学合成法制得的导电高分子膜尺寸受电极面积限制、结构较密、厚度较薄，难以从电极上剥离，且宏量化制备困难，用作生物材料时并无显著优势。

2.2 化学合成法

2.2.1 溶液浇铸法

溶液浇铸法是将导电高分子在易挥发性溶剂中分散成铸膜液，通过刮涂、旋涂、滴涂等手段将铸膜液均匀涂覆在基材或铸膜模板表面，待除去溶剂后获得导电高分子膜[33-34]的方法。溶液浇铸法仅适用于平面基材，所得膜材料的厚度不易控制，浇铸后溶剂蒸发速率的不均一将导致膜表面不平整、膜内出现不均匀的孔隙。要获得均匀的可用于浇铸的导电高分子分散液，需对导电高分子进行化学改性并配合适当的掺杂剂和溶剂。但浇铸后存在因膜脆性高而不易从模板上剥离的问题。Qazi等[35]将掺杂樟脑磺酸的聚苯胺溶液与聚癸二酸甘油酯(polyglycerol sebacate， PGS)溶液均匀混合，浇铸并干燥后得到交联的PANi-PGS膜，结果表明，PANi-PGS膜的电导率为1.29×10-3～1.77×10-2S/cm，与天然心肌的电导率相当，并且具有良好的生物相容性，能够缓慢降解，可用于开发人心外膜贴片。

2.2.2 静电纺丝法

静电纺丝法是在高压静电场下将高分子溶液或熔体直接制备成纤维膜的方法[36]，该法可以得到微纳米尺度的无纺纤维膜或取向纤维膜。但由于导电高分子通常难溶、难熔且相对分子质量不够高，其溶液的黏度通常不满足直接进行静电纺丝的要求。可通过添加助剂将导电高分子溶液调制成纺丝液[37]，或对导电高分子进行化学改性再与其他具有可纺性的高分子混合成纺丝液进行共纺[38]。静电纺丝法制备的导电纤维膜常用作组织工程支架和药物输送系统，但用于细胞培养时其致密的结构可能会限制细胞的分布、生长和增殖。

2.2.3 原位聚合法

原位聚合法包括液相沉积法和气相沉积法。液相沉积法的基本流程是将吸附了氧化剂(或单体)的基膜浸没在单体(或氧化剂)中，生成的不溶性导电高分子在基材上沉积成膜，反应结束后经洗涤和干燥获得复合导电膜。液相沉积法操作简单，适合于各种形状的基材，成膜过程无需高温热处理[39]。Chen等[40]开发了连续溶液聚合法，通过将预先吸附了氧化剂的聚酯基布浸入单体溶液，聚合后PEDOT沉积在基布表面形成高电导率的柔性薄膜，该薄膜用作触控装置时具有优异的传感能力和弯曲性能。

用于制备导电高分子膜的气相沉积法[41]分为氧化化学气相沉积法[42]和气相沉积聚合法[43]两类。氧化化学气相沉积是指单体和氧化剂以气态形式直接在反应室内聚合，聚合产物在反应室底部基材上生长成膜；气相沉积聚合是指预先在基材上涂覆氧化剂，然后经短暂干燥后将基材暴露于气态单体中完成聚合，最后洗涤并干燥，获得导电高分子膜。相比其他方法，气相沉积法更容易在具有纳米多孔结构的基材内部沉积导电高分子，也可获得自支撑的导电高分子膜[44]，制备的膜形态易于控制，但所需的反应设备和反应条件较为复杂。Mao等[45]通过改良的气相沉积聚合法制备了具有多孔互连结构的聚吡咯膜，具体方法为将不锈钢网浸没在对甲苯磺酸铁(同时作为掺杂剂和氧化剂)溶液中，待不锈钢网表面均匀涂覆溶液后取出干燥，转移至吡咯蒸气中聚合，成膜后洗去残留的单体和氧化剂，所制备的聚吡咯膜电极的电导率达94 S/cm。

原位聚合法制备的自支撑导电高分子膜的力学性能较差，因此，通常用原位聚合法结合导电高分子的导电性和柔性基材的力学性能及特殊拓扑结构，制备用于组织修复与再生的导电高分子复合膜。

2.2.4 界面聚合法

界面聚合法是基于不互溶的水/有机溶剂双相体系在液-液界面聚合成膜的方法。通过将单体溶解于有机相中，氧化剂溶解于水相中，单体与氧化剂会在界面处接触并引发聚合反应，形成的聚合物薄膜随后迁移到水相[46]，去除有机溶剂后可从水相中分离出导电高分子薄膜。界面聚合法具有反应速度快、反应条件温和、对反应单体纯度要求不高的特点。

最初通过界面聚合法制得的导电高分子膜具有一定柔性但尺寸很小[47]，后续报道的由界面聚合制得的PPy膜也会因厚度增加而使膜的导电性和柔性变差[48]，但可以获得纳米尺度或具有特殊结构的薄膜材料[49]。Yu等[50]通过界面聚合法在冰盐水浴中制备了具有不对称结构的单组分聚吡咯多孔膜。Mao等[51]以甲基橙(methyl orange， MO)为模板，构建氯化铁/甲基橙的水溶液和吡咯的氯仿溶液两相体系，获得了一侧具有纳米管结构，另一侧表面呈气泡结构的PPy膜，如图1所示。该PPy膜在液氮和室温下都能展现出柔韧性颇佳的单组分PPy膜，在室温下反复弯曲也不易破裂，极大地改善了PPy膜的柔性、导电性等使用性能，并且可批量化大尺寸制备。后续开发了通用的生物分子固定方法，通过该法将接枝了蛋白质的改性PPy颗粒组装在此PPy膜的纳米管侧[52]，构建了可用作传感器、神经假体、电刺激平台的生物活性PPy膜。

利用其他膜制备技术构建导电高分子薄膜的研究也有被报道。例如：将溶液浇铸法与3D打印技术结合制备出具有特殊三维结构的导电高分子支架，可用于组织工程[53]；利用Langmuir-Blodgett技术和自组装技术制备得到导电高分子超薄膜，可用于生物传感器[54-56]。上述几种膜制备方法各有利弊，需根据具体用途及预期的性能要求进行选择和改良。

3 导电高分子膜材料在生物医学领域的主要应用

自从发现生物电现象和神经组织、心肌组织等组织对外源电刺激的响应以后，研究人员开始探索导电材料在生物医学领域的应用。虽然金属纳米颗粒[57-58]、碳纳米管[59-60]、石墨烯[61-63]等导电纳米材料的生物相容性及其对细胞活动的调节作用已得到了体外试验证实，但这些纳米材料复杂且高成本的制备程序以及在人体内长期使用的潜在危害，使得研究人员将目光转向了导电高分子材料。在导电高分子材料因其特殊的光电性能被成功应用于能源、光电子设备等[64-67]领域后，其良好的生物相容性和低毒性[68-69]使得学者开始探索其用作生物医用材料的可行性。导电高分子膜材料的导电性和可逆掺杂行为可用于传递生物电信号和施加机械刺激，从而促进组织的修复与再生；环境条件变化引发的掺杂与脱掺杂行为可用于载药与释药；规律性变化的电化学性能可用于构建生物传感器；电驱动下不对称的体积变化可用于组装人工肌肉。选择其他角度应用导电高分子的特性时，导电高分子膜材料在生物医疗领域还能表现出其他潜力。

3.1 组织修复与再生平台

导电高分子的导电性允许其对培养的细胞或组织施加外源电信号刺激，还可通过传导生物电信号恢复组织内电信号通路，研究[70-71]表明聚吡咯和聚苯胺对细胞的黏附、生长、增殖、分化等活动有明显的电调控作用。因此，将导电高分子与具有生物相容性和生物降解性的柔性高分子材料复合，可用于电信号敏感组织的修复与再生[72]，比如，创口护理敷料用于创面愈合和皮肤组织再生[73]，神经导管用于神经组织修复[74]，导电复合支架用于心肌修复[75]、骨骼肌修复[76]和骨修复[77-78]等。为了模仿天然组织的结构和功能，除生物相容性外，导电高分子膜材料还需具备适当的电导率、力学性能、表面拓扑结构、疏水性、孔隙率、氧化还原稳定性等[79]。例如，心肌组织工程中可使用界面聚合法、溶液浇铸法、静电纺丝法或原位聚合法构建导电高分子复合膜，膜的电导率、刚度以及结构需要与心肌组织(成人心肌的电导率为10-5～10-3S/cm[80]，舒张末期弹性模量为200～500 kPa[81])匹配。针对心血管疾病导致的心肌受损问题，学者已经探索了利用导电膜材料负载心肌细胞构建功能化心肌补片[82-83]、利用导电支架和干细胞疗法体外构建心肌组织的治疗手段[84-85]。Roshanbinfar等[86]采用静电纺丝法制备了模仿天然心肌细胞外基质的胶原蛋白/透明质酸/聚苯胺复合纤维膜，用于培养新生大鼠心肌细胞和多能干细胞分化的心肌细胞，试验证实了该复合支架良好的生物相容性，以及聚苯胺导电性对心肌细胞基因表达和支架同步收缩的作用，这种具有仿生结构的导电支架在心肌修复方面展现出良好的应用前景。

目前电刺激对细胞活动的具体调节机制还不明确，因此，很多研究还集中于利用导电高分子膜探索电刺激的作用原理和电刺激调控细胞行为的最佳方式。了解电刺激作用机制，才能真正通过导电高分子膜材料实现组织的修复与再生。同时，构建与天然组织结构、性能都相似的仿生导电高分子膜的方法也是一大研究热点。

3.2 药物输送系统

准确地向病灶递送药物和精确地控制药物释放速度是药物治疗的难题，因此，开发能实现靶向药物控制释放、改善治疗效果同时降低副作用的药物输送系统一直是药物释放领域的研究热点。导电高分子可以控制带电分子从聚合物主链中吸收或排出，从而根据组织微环境的变化自动调节药物释放速率[87]，在低电压下即可驱动药物控制释放甚至靶向输送。

基于导电高分子设计的药物输送系统，目前已经在消炎药、抗癌药、抗生素、生长因子、肽和蛋白质等药物上进行过研究[88-89]。使用导电高分子膜输送药物时要求膜的载药量可控、对电势变化敏感、降解速率可控，从而实现电场或磁场调控下的按需给药。因此，目前国内外研究较多使用电化学沉积法和静电纺丝法制备载药的导电高分子膜。将药物分子或药物前体设置成掺杂剂是最简单的导电高分子基药物输送系统载药方式，对已掺杂的导电高分子施加不同电势条件，即可控制药物的释放。Zhu等[90]以牛血清白蛋白(bovine serum albumin， BSA)和肝素(heparin， Hep)为模型分子，分别代表大尺寸、弱电负性的蛋白质分子和小尺寸、强电负性的药物分子，通过两次电化学沉积获得BSA/Hep/PPy复合膜，对膜施加不同电压时观察到恒定电压下BSA和Hep的选择性释放，其机理如图2所示。施加正电压时，BSA大量释放，而带负电的Hep少量释放后又重新沉积；施加负电压时，Hep优先于BSA释放扩散。在此基础上探究了BSA/Hep/PPy复合膜对成骨细胞分化的影响，结果表明，正电势下释放的BSA促进了成骨细胞的增殖，负电势下释放的Hep促进了成骨细胞的分化。这种能在特定电位释放不同生物分子的生物材料，不仅可以用作药物输送系统，还可以与细胞信号分子结合后加强组织修复与再生的效果。

图2 正、负电压下从双层BSA/Hep/PPy复合膜中选择性释放 BSA和Hep的机理[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，实现药物靶向输送和控制释放的前提是药物的稳定负载。通过简单的掺杂过程装载药物的方法一般只适用于体积较小的阴离子药物，对中性药物、阳离子药物和体积较大的阴离子药物而言并不可行；掺杂过程还可能带来电导率降低、膜脆性和粗糙度增大，以及药物负载率不足等问题。故仍需探索更加可靠的载药方式。此外，还需解决导电高分子在体内降解率较低，以及如何实现药物输送系统根据体内微环境自发调节药物释放速率的问题。

3.3 电化学生物传感器

生物传感器由具有分子识别能力的生物识别元件(细胞、细胞器、酶、核酸、抗体等)和将识别的化学信号转换为光、电信号的换能器组成，如图3所示。导电高分子在电场中具有构象效应、信号放大效应和电子传递效应[91]，可以构成电化学电极并作为换能器与生物活性分子通过吸附、掺杂、共价结合等手段固定在一起，组装成电化学生物传感器，然后根据电化学性能的变化与所识别的生物分子浓度之间的关系传递信息。电化学生物传感器的效率受生物分子较慢的电子转移速度约束，因此，开发高效、易于使用和有高选择性的电化学生物传感器一直是较大的挑战。

图3 生物传感器基本结构Fig.3 Basic structure of biosensors

电导率是决定电化学生物传感器灵敏度和响应速率的关键，因此，学者通过界面聚合或电化学沉积等手段制备了具有纳米级厚度、粗糙度或孔结构的导电高分子膜[92]，以及嵌入金属、金属氧化物或碳纳米材料的导电复合膜。这些导电高分子基纳米复合材料比表面积大、允许被分析物快速扩散，因而电荷转移速度更快[93]，用于构建电化学生物传感器时可以进一步优化传感器的灵敏度、响应时间等参数。目前已有基于导电高分子开发的酶生物传感器[94]、DNA生物传感器[95]、免疫生物传感器[96]等多种传感器被报道，其可用于疾病诊断和监测、药物研究、食品安全和环境监测等方面。因酶生物传感器固有的工艺复杂性和环境不稳定性，Mengarda等[97]开发了可以在汗液、泪液、血液中检测乳酸(lactic acid， LAC)水平的非酶电极电位式生物传感器，可代替血液分析，快速实时地监测运动时体内的乳酸水平。以含有乳酸的样品为电解质进行吡咯的电化学聚合，乳酸浓度与所制备的PPy/LAC膜电极的电势线性相关，可在0.1～10.0 mmol/L线性范围内测量样品中的乳酸水平。所制传感器在不同电流密度和电解液pH值下工作灵敏度都很高(最低检出限为81 μmol/L)，且样品中其他分子对传感器的选择性无明显影响，证实所提出的传感器可以确定乳酸水平并且是有助于实时评估体能的可行装置。

生物传感器本身种类繁杂、原理各异，目前对导电高分子制备电化学生物传感器的研究较多地集中于改善传感器的选择性、灵敏度、响应速度、稳定性和使用寿命，改善生物分子的固定效果并减少失活，以及开发可植入的生物传感器用于实时健康监测。

3.4 人工肌肉

在发生电化学反应时导电高分子薄膜会出现体积变化。以掺杂小尺寸阴离子的聚吡咯膜为例，膜的氧化/还原分别对应掺杂/脱掺杂过程，聚吡咯主链的构象运动产生可抗衡或容纳离子和溶剂分子的自由体积，因此氧化过程驱动阴离子从溶液中进入聚吡咯主链和溶剂分子从聚吡咯主链排出，还原过程驱动阴离子排出和溶剂分子进入，进而实现电荷和渗透平衡，宏观表现为膜的氧化膨胀和还原收缩，据此开发了电驱动人工肌肉或致动器[98-99]。导电高分子基人工肌肉通常由界面聚合法、电化学沉积法和原位聚合法制备的柔性导电高分子薄膜组装而成，工作时通过电化学反应将电能转化为机械能，其驱动电压较低(2～10 V)、产生的应力较大(约102MPa)、功密度较大(<100 MJ/m3)[100]，在医疗卫生、电机械工业等领域很有发展潜力。

根据电场下材料两侧的相对体积差异开发双层人工肌肉[101]，通常由一层在电刺激下会发生体积变化的电活性材料和一层无电响应的非活性材料组成。为提高响应速率和驱动力，开发了三明治结构的三层人工肌肉[102]，由两层电活性材料包夹一层非活性材料组成，通电后一层收缩而另一层膨胀。多层人工肌肉通常由物理黏附整合，经多次动作循环后，电活性层和非活性层界面处的极端应力容易导致驱动器分层，因此开发了单层人工肌肉[103]。单层人工肌肉一般会赋予导电高分子膜平衡离子浓度梯度、电导率梯度或形态学梯度，或将导电高分子膜制成分别掺杂大体积阴离子和小体积阴离子的双分子层[104]，从而构成具有不对称结构的单层材料，通电后不对称的体积变化实现弯曲变形[105]。Maziz等[106]为解决多层制动器分层和难以微型化的问题，通过在PEDOT气相沉积时加入聚甲基丙烯酸酯形成半互穿聚合物网络，组装成交联的三层结构，结合光刻加工技术在柔性衬底上构建通过聚环氧乙烷传导离子的微型人工肌肉，如图4所示。这种逐层组装得到的微型人工肌肉可在柔性基质上直接集成并可进行图案化加工，使用时无需处于电解液环境。

(a) 在空气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图4 基于导电聚合物的人工肌肉的结构[106]Fig.4 Structure of artificial muscle based on conductive polymer[106]

由导电高分子膜构建的人工肌肉的致动效果受薄膜的厚度、孔隙率、电导率及离子电导率影响。降低膜的厚度有利于离子扩散和电子传输，可提高响应速率，但会牺牲驱动力[107]；增加薄膜孔隙率可提高通过膜的电荷密度从而增加应力和应变[108]；在恒电位下工作时，较高的薄膜电导率和电解质离子电导率[109]会增大电流，加快充放电速度，继而加快应变响应。相比其他材料，导电高分子基人工肌肉的缺点是氧化还原过程会导致部分电荷损失，长期使用后的弯曲响应能力会逐渐降低。此外，由导电高分子开发的人工肌肉还需解决以下问题：如何在不损失电导率的前提下尽可能提高导电高分子膜的柔性；如何模拟除角运动或简单线性位移以外的复杂非线性运动，并提供更大的驱动力和更快的应变响应速率；如何摆脱需在体外电解液池中使用的条件限制，从而拓宽应用场合。

4 总结与展望

除良好的导电性、稳定的电化学特性以及易于制备、成本低廉等诸多优点外，导电高分子还具有生物相容性及调控细胞活动的能力，因此成为优异的生物医用材料基材。但其较差的力学性能、较低的可加工性等由分子结构带来的固有缺点在一定程度上限制了导电高分子的实用性，因而推动了各种基于导电高分子的化学改性和复合材料开发。如何有效改善导电高分子的强度、加工性能、柔性、电导率稳定性，以及如何批量制造性能优异的导电高分子材料，这是导电高分子的诸多应用走向实用化必须解决的课题。

二维薄膜形态的导电高分子材料被广泛应用于生物医学领域。制备导电高分子薄膜的各种方法均存在一定缺陷，例如：电化学沉积法制得的膜尺寸小、厚度低；溶液浇铸法制备稳定分散的浇铸液的难度较大，所制得的膜厚度、均匀度较差；静电纺丝法对原料性能和纺丝液制备过程要求高；原位聚合法通常需要柔性基材做支撑才能获得较好的力学性能。同时，这些方法都受限于制备规模，并且很难实现稳定的高电导率与良好的力学性能的平衡，而界面聚合法可批量制备大尺寸柔性膜材料。为提高材料实际使用时的性能，需根据最终用途选择能最大化突出导电高分子特性的制膜方法，并对其进行适当改良。

目前已经有大量导电高分子用于组织修复与再生、药物输送、生物传感器、人工肌肉等生物医用领域，但仍然需要通过复合、化学改性、改变合成条件等手段优化导电高分子材料的电导率、电导率稳定性和力学性能，解决导电高分子因生物降解性差异带来的体内使用的安全性问题，并且只有实现材料的批量、稳定生产，才能真正推动材料的应用进展与商业化。还可从其他角度探索利用导电高分子特性的可能，以拓宽其在生物医学领域的应用面。