[기획특집: 의약분야 적용 고분자 소재] 전기전도성 고분자를 이용한 생체 전극과 센서의 응용

1. 서 론

1)

전도성 고분자는 2000년 노벨 화학상 수상자인 Alan J. Heeger, Alan G. MacDiarmid, Hideki Shirakawa가 1977년에 폴리아세틸렌(polyacetylene) 이 중성 상태에서는 전기가 잘 통하지 않다가 음 이온으로 도핑시에 전기적 전도성이 매우 큰 폭으 로 증가하는 특성을 최초로 보고한 이래로, 전기 적 전도도가 우수한 다양한 전도성 고분자의 합성 과 응용에 관한 연구가 매우 활발하게 진행되어 왔다[1]. 전도성 고분자는 기존 금속의 전기전도성 에 근접하는 높은 전기전도도를 나타낼 수 있으 며, 금속에 비해 합성과 가공이 용이한 장점 및 고 유의 산화/환원 특성을 나타낸다. 또한, 전도성 고 분자는 금속이나 금속 산화물에 비하여, 낮은 밀 도, 다양한 합성법, 유연성 및 화학적 조성의 용이

주 저자(E-mail: [email protected])

한 변화가 가능하여, 다용도의 플랫폼을 제공한다.

이러한 전기전도성 고분자 물질의 특성으로, 태양 전지, 이차전지, 축전기, 트랜지스터, 전자기 차폐 재료, 방진 코팅 및 생체재료에 이르기까지 다양한 분야에서 많은 연구가 활발히 진행되고 있다[2-5].

현재까지 밝혀진 전도성 고분자의 종류는 약 25가 지 정도가 있는데, 그중 대표적인 전도성 고분자로 는 폴리아세틸렌, 폴리피롤(polypyrrole), 폴리싸이 오펜(polythiophene), poly(3,4-ethylene dioxythio- phene) (PEDOT), 폴리아닐린(polyaniline)이 있으 며, 이들의 화학 구조를 Figure 1에 나타내었다.

이에, 본 특집에서는 전도성 고분자의 구조적, 화 학적 기본 구조, 특성에 대한 기본적 논의와 이를 바탕으로 한, 생체 센서 및 생체 전극으로의 응용 사례 및 최근 동향과 개발 방향에 관하여 기술하 고자 한다.

전도성 고분자는 종류, 조성, 제조, 가공에 따라 10³ S/cm 이상의 높은 전도성을 나타낼 수 있다

전기전도성 고분자를 이용한 생체 전극과 센서의 응용

양 종 철⋅김 세 민⋅장 예 슬⋅조 혜 림⋅이 재 영^† 광주과학기술원 신소재공학부

Electrically Conducting Polymer-Based Biosensors and Bioelectrodes Applications

Jongcheol Yang, Semin Kim, Yesul Jang, Hyerim Jo, and Jae Young Lee^†

School of Materials Science and Engineering, Gwangju Institute of Science and Technology, Gwangju 61005, Korea

Abstract: 전도성 고분자는 우수한 전기전도성, 가공성, 유연성 및 용이한 합성 등의 장점으로, 여러 가지 산업적 응용 분야에 활발히 적용되고 있는 물질이다. 최근, 전도성 고분자를 이용하여 생체 재료로의 응용이 활발히 연구되고 있으 며, 특히, 전기 신호 전달 특성과 생체 적합성이 요구되는 생체 센서 및 생체 전극으로의 적용에 많은 관심이 모아지고 있다. 본 논문에서는 전도성 고분자를 이용하여 인체 내의 특정 분자나 물질을 정밀하게 감지하여 질병 예방 및 치료 에 이용될 수 있는 생체 센서에 관한 연구와 인체 기관 혹은 조직에 전기적 신호를 전달하거나 전달받아 기록하여, 질병 예방 및 치료에 큰 역할을 하는 생체전극에 관하여 다루었다. 이에, 생체 센서 및 생체 전극의 원리와 최근 진행 되고 있는 연구, 앞으로의 전도성 고분자를 이용한 연구 개발 방향에 대해 기술하고자 한다.

Keywords: conducting polymer, biosensors, bioelectrodes

(Figure 2). 이러한 높은 전기적 특성 및 전도성은 단일 결합-이중 결합이 교대로 존재하여 π-π 결합 을 이루는 파이 컨주게이션(π-conjugation) 분자 구 조에 기인한다. 고분자 체인에 파이 컨주게이션 된 결합에 속한 전자는 π-π 결합을 따라 원자에서 비 편재화(delocalized)되어 전자의 이동에 대한 필요 에너지가 낮아져 자유롭게 이동할 수 있게 된다[6].

전도성 고분자는 전기적, 물리적, 광학적 특성 은 도판트의 유무 및 pH, 전기 자극 등의 외부 자 극에 따라서 변형 및 조절이 가능하다. 특히, 전도 성 고분자의 전기적 특성은 이의 산화-환원 상태, 즉, 도핑에 따라 크게 달라지는데, 이는 π-π 결합

따라서 크게 결정된다. 예를 들어, 대표적인 전도 성 고분자 중 하나인 폴리아닐린은 산화-환원 상 태에 따라 pernigraniline, emeraldine, leucoemer- aldine 세 가지의 상태로 존재할 수 있다. 이 중 emeraldine 상태에서 폴리아닐린은 전도도가 높으 며, pernigraniline와 leucoemeraldine 상태는 낮은 전기적 특성의 절연체와 같은 성질을 나타낸다.

광학적으로 pernigraniline은 보랏빛, emeraldine 은 녹색, leucoemeraldine은 투명하거나 하얀색을 띤다[8].

전도성 고분자 중합은 단량체의 산화에 따라 중 간 라디칼이 형성되고 순차적으로 중합이 되는 산 화중합(oxidative polymerization)으로 이루어진다.

Figure 4에 대표적인 전도성 고분자 중 하나인 폴 리피롤의 합성 메커니즘을 나타내었다. 전도성 고 분자를 합성하는 방법으로는 크게 두 가지가 존재 한다. 첫 번째로는 화학적으로 단분자를 산화 중합 시켜서 고분자로 만드는 방식으로, 염화철(ferric chloride) 또는 과황산암모늄(ammonium persul- fate)과 같은 산화제를 첨가하여서 용액 상태에서 중합 반응한다[9]. 화학적으로 전도성 고분자를 합 성할 경우, 대량 생산이 가능하고 전도성 고분자 벌크에 다른 분자를 함께 합성하여 여러 가지 응 용 물질을 얻어내기에 용이하다. 다른 방법으로는 전도성 고분자를 전기화학적인 방식으로 중합할 수도 있는데, 용액 상에 전도성 고분자를 이루는 단분자, 도판트를 용액에 넣어서 산화 전위에서 전도성 고분자를 합성하는 방법으로, 전기화학적 인 방식은 원하는 전극 및 표면에 전도성 고분자 를 원 위치에 동시 침착(in situ deposition)이 가능 하여, 전극 표면을 직접 개질하는 목적에 적합하 여 전극 개질의 목적으로 널리 사용되고 있다 (Figure 5). 이 전기화학적 방식을 이용해 전도성

Figure 1. 대표적인 전도성 고분자의 화학구조.

Figure 2. 대표적인 전도성 고분자의 전기전도도 분포.

Figure 3. 폴리피롤의 도핑에 따른 분자 구조 변화.

고분자를 중합할 때 전하량과 전하를 주는 시간을 조절하여, 전극 표면에 중합, 코팅되는 전도성 고 분자의 두께와 성질을 조절할 수 있다[10-11].

최근 전도성 고분자를 이용한 생체 재료로의 응 용이 활발하게 연구되고 있다. 이는 생체 내의 전 기적 반응 및 신호를 매개하는 재료 및 소자에 사 용되는 용도로 전도성 고분자를 적용하는 연구이 며, 전도성 고분자가 나타내는 우수한 전기전도성, 가공성, 변형성을 기반으로 조직재생용 생체재료, 광열특성을 가지는 암 치료제, 생체 전극 등의 다 양한 응용에 관한 연구이다. 특히 생체 센서 및 생 체 전극으로의 응용이 폭넓게 연구되고 있는데, 이는 세 가지 전도성 고분자가 지니는 장점에서 기인한다. 첫째로, 전도성 고분자가 지니는 높은 전기전도성과 친수성은 신체에 삽입 가능한 생체 전극으로 사용할 시 전기적 신호를 신호의 매개가

용이하다. 둘째, 항체, DNA/RNA, 단백질, 약물과 같은 생체 분자들을 전도성 고분자에 선택적으로 부가하여, 새로운 특성 및 생체 시스템과의 상호 작용을 특성화 및 생체 적합성을 향상시킬 수 있 다[14-17]. 셋째, 일반적인 금속성 재료는 수십 GPa 이상의 높은 경도와 비유연성을 갖는 것에 비하여, 전도성 고분자는 수 - 수백 MPa의 경도와 일부 유연성과 연성을 나타내어, 상대적으로 신체 조직과 계면을 이룰 때에 금속에 비해 생체 적합 성이 우수하다. 본 특집에서는 전도성 고분자 기 반의 생체 센서 및 생체 전극으로의 응용에 대해 아래에 보다 자세히 기술하고자 한다.

2. 전도성 고분자의 생체 센서로의 응용

생체 센서는 대사 물질이나 생체 분자들 중에 특정 물질의 존재 여부를 확인하거나 감지할 수 있는 생체 소자를 말한다. 생체 센서는 일반적으 로 특정 물질과의 선택적 반응 및 결합을 할 수 있 는 생체 감지 물질과 이를 측정할 수 있는 신호로 전환하는 신호변환기로 구성되어 있다(Figure 6).

전도성 고분자를 이용한 생체 센서는 생체 분자의 검지 감응도와 분석 대상물질의 선택성을 향상시 키기 위한 목적의 센서 재료로서 활발히 연구되고 있다. 전도성 고분자는 분석물 및 반응하는 리간 드(글루코오스 센서에서는 클루코오스 산화효소) 를 고정시키기에 적절한 물질인 동시에 진단시간, 민감성, 다양성 및 생체 적합성을 향상시킬 수 있

Figure 4. 폴리피롤의 중합 메커니즘[12].

Figure 5. 전극 표면 위에 전기 중합된 폴리피롤의 전자 주사현

어 생체 센서의 적용이 활발히 연구되고 있다 [18-19]. 본 항목에서는 전도성 고분자 물질을 이 용한 글루코오스, 도파민, 요소 센서를 중점적으로 최근에 연구된 생체 센서를 소개하고자 한다.

2.1. 글루코오스 센서

글루코오스 센서는 전도성 고분자 전극 및 필름 을 사용하여 전기화학적 방식으로 글루코오스를 검출하는 구성으로 제작되고 있다. 당뇨병 환자 및 대사 질환의 환자의 혈액 내의 글루코오스를 정량적 분석이 중요하여 글루코오스 센서가 널리 사용 및 개발되고 있다. 정상 혈액 내 글루코오스 농도는 약 3.5∼6.1 mM 범위인 반면, 비정상 혈액 내 글루코오스 농도는 20 mM에 이르기 때문에 당뇨병 예방 및 진단을 위하여 혈액 내 글루코오 스의 농도 변화를 정밀하게 검지하는 것이 매우 중요하다. 글루코오스 센서는 글루코오스 산화효 소 또는 글루코오스 탈수소효소를 센서에 포함시 켜 혈액내의 글루코오스를 산화시키며, 이 과정에 서 발생하는 전자의 이동을 전도성 재료를 매개로 전기적 신호로서 감지한다. 기존의 글루코오스 센 서를 이루는 금속과 같은 전기적 신호 매개 물질 은 효소의 활성 저하 및 인체 조직적합성의 문제 가 있었다. 이에 반하여, 전도성 고분자를 전극 매 개 물질로 사용하는 경우 친수성 및 양전하적 성 질을 제공할 수 있기 때문에 글루코오스 산화효소

를 안정적으로 고정화시키고 조직적 합성을 향상 시킬 수 있는 것으로 보고되고 있다.

글루코오스 산화 반응에 따른 전도성 고분자의 산화/환원 상태의 변화와 이에 기인한 전기적 특 성의 변화를 측정하는 생체 센서로의 연구도 진행 되고 있다. Moline 팀에서는 이를 바탕으로, 전도 성 고분자 필름의 두께와 표면적을 조절하여 초극 막의 폴리피롤 필름을 제조하고, 글루코오스가 센 서 전극 표면에서의 반응과 신호의 응답시간의 향 상을 보고하였다[20]. 또한, 생체 전극의 표면적을 증대시켜, 신호의 민감성을 높이기 위한 방안으로, 금속 나노입자 또는 전도성 물질을 혼합하여 사용 하는 연구도 발표되었다. 폴리피롤/그래핀/글루코 오스에 산화효소가 담지된 복합 필름을 만들어 3 µM 농도의 낮은 농도의 글루코오스까지 측정할 수 있는 높은 민감성과 짧은 응답시간을 갖는 생 체 센서를 개발한 연구도 최근 보고되었다[21]

(Figure 8). 이 외에도, 산화구리/폴리피롤/환원된 그래핀 옥사이드 필름[22], PEDOT/환원된 그래핀 옥사이드/니켈 나노 입자를 이용한 센서[23]와 같

Figure 6. 생체 센서의 구성 요소 및 작동 원리.

Figure 7. 글루코오스 센서 원리.

이 전도성 고분자를 포함한 복합 물질들이 개발, 적용되고 있다.

2.2. 도파민 센서

최근 파킨슨 병 환자가 많아짐에 따라 파킨슨 병의 예방 및 치료에 관한 연구가 활발하게 진행 되고 있다. 파킨슨 병의 특징 중 하나는 뇌의 흑질 부위에 있는 뉴런에서 도파민이라는 신경물질이 전달될 때 전달되는 도파민의 양이 적게 분비 된 다. 따라서, 파킨 병 환자의 진단과 치료를 위한 도파민 센서에 대한 관심이 높아지고 있다[24]. 도 파민을 검출하기 위한 생체 센서는 전극 표면을 음전하를 띄는 표면으로 개질 시키거나 낮은 전압 을 가해 도파민을 산화시켜 측정하는 방법이 일반 적으로 사용되고 있다(Figure 9).

전도성 고분자를 이용한 도파민 센서 연구 동향 을 살펴보면, 양전하를 나타내는 도파민과 결합할 수 있도록 음전하를 띠는 폴리피롤을 이용하여 도 파민 센서가 소개되었다. 그러나, 도파민 센서에서 의 큰 과제는 아스코베이트나 요소 또한 같이 감 지되는 것인데, 이를 극복하기 위해 음전하를 과 량 유도하도록 화학적으로 개질된 전도성 고분자 를 센서에 유도하여 적용하는 연구가 발표되었다 [26-27]. 최근 Lin 그룹에서 과산화된 폴리피롤 나 노튜브와 금 나노입자를 함께 배열시켜 이용하여 도파민 농도 2.5 × 10^-6 M에서 2.5 × 10^-3 M까지 선형적인 응답을 나타내었고, 10 nM의 검출 한계 를 가지는 연구가 보고되었다[28].

2.3. 요소 센서

신장병의 조기 진단을 위해서 체내의 요소 농도 의 측정은 중요하다. 빠르고 정확하게 체내의 요 소를 정확하고 선택적으로 측정하기 위한 요소 센 서의 개발이 활발히 진행되고 있다. 폴리피롤과 같은 전도성 고분자 또는 전도성 고분자 나노섬유 와 은 나노입자의 복합체를 제조하여 요소 검출의 민감성과 선택성을 높인 연구가 소개되었다. 이 연구에서는 요소뿐 아닌 도파민, 아스코르빈산의 농도 2 mM에서 100 mM 범위에서 선형적인 응답 을 나타내고, 0.5 µM의 검출한계를 가지는 센서 가 연구되었다[29].

3. 전도성 고분자의 생체 전극으로의 응용

생체 전극은 신체 기관 및 조직과 전기적인 신 호를 주고받기 위해서 고안된 장치로서 인체에 삽 입하여 조직 및 세포와 전기적으로 상호작용을 하 는 목적으로 사용된다. 생체 전극을 특정한 신체 부분과 접촉시켜서 신체에서 나오는 전기적 신호 를 오랜 기간 동안 혹은 짧은 기간 기록하거나 신 체에 전기적 자극을 전달하여, 세포 및 조직의 전 기적 활성을 조절하고, 여러 질병을 전기적 치료 요법을 통해 연구하기 위한 목적으로 사용된다.

생체 전극은 신체의 생리적인 상태를 전기적 신호 로 나타내는 심장, 근육, 뇌 조직 등에 주로 삽입 되어 이용되고 있다.

생체 전극은 생체 환경에서의 정교한 상호작용 을 위하여, 생체의 미세한 전기적 신호를 매개할 수 있는 낮은 임피던스, 생체 조직과의 안정적인

Figure 8. 폴리피롤/그래핀/글루코오스 산화효소 복합체 필름의

구조[21].

Figure 9. 도파민 센서 모식도[25].

상호작용, 뛰어난 생체 적합성이 요구되며, 이를 위해 전도성 고분자를 적용한 생체 전극 재료의 개발이 활발히 연구되고 있다. 일반적인 생체 전 극용 전도성 재료로는 보통 백금, 백금합금, 또는 금이 사용되고 있다[30]. 하지만 이러한 금속 전극 은 전극과 전해질의 계면에서의 이온의 농도의 변 화나 산화/환원 반응에 의한 전하의 무작위적 유 동으로 인해 전류의 동요와 노이즈 전압이 상승하 여 신호의 정확성에 부정적 영향을 끼치게 된다.

또한, 삽입된 금속 전극은 생체 조직과의 경계 면 에서 금속으로부터 방출된 이온에 의한 면역 반응 이 일어날 수 있다[31]. 이에 반해 전도성 고분자 를 코팅한 전극을 이용할 경우에는, 전극 표면적 의 증대와 친수성/소수성의 조절, 생체 분자의 함 침이 용이한 장점이 있다. 전극 표면적의 증가는 직접적인 임피던스의 감소를 유도할 수 있다. 또 한, 전도성 고분자는 높은 전하 축전력 및 전달력 을 갖고 있고, 물리적 또는 화학적 방법으로 다양 한 생체 물질의 도입이 가능하여 생체 전극의 생 체 적합성을 높일 수 있다. 또한, 전도성 고분자로 개질된 전극은 금속 전극보다 낮은 강도를 가지고 있기 때문에 기계적 성질의 차이(mechanical mis- match)에서 기인하는 염증 반응을 줄일 수 있다.

전도성 고분자로 개질한 전극을 사용하면 생체 염 증반응이 감소해서 전극을 직접적으로 둘러싸는

정도 낮은 임피던스를 나타냄을 보고하였다. 생체 내 삽입 실험에서 PEDOT으로 개질한 전극은 삽 입 7일 후 임피던스가 약 2-3배 증가하였으나 금 전극 역시 0.5배 정도 임피던스가 증가하여 여전 히 PEDOT 개질 전극은 금 전극에 비해 현저히 낮 은 임피던스를 가졌음을 밝혔다[33]. 최근에는 두 가지 종류 이상의 전도성 물질을 함께 사용하여 생체 전극의 전기적 효율을 높이는 연구도 진행된 다. 금 전극 위에 폴리피롤과 PEDOT 나노튜브를 전기화학적으로 중합시켜 금 전극에 비해 100배 낮은 임피던스와 1000배 가량의 전하 전달 용량을 보였다. 전기전도성 고분자를 나노튜브 모양으로 중합시킴으로써 필름형태의 전도성 고분자보다 표면적을 효율적으로 넓히며 이온 확산 속도를 높 였다[34]. Yang 연구팀은 그래핀 옥사이드와 PEDOT을 금 전극 위에 증착시켜 전기적 특성을 향상시킴과 동시에 순환전압전류법(Cyclic vol- tammetry)을 1000 주기 수행하여 안정성이 높은 필름을 만들었다. 신경 및 상패 세포를 배양 시 금 전극에서보다 개질된 전극 표면에서 더 잘 증식한 다는 사실을 밝혔다[35]. 하지만 생체 내로 삽입하 는 실험은 수행하지 않았기 때문에 생체 내 세포 들과 어떻게 반응할지는 알 수 없다.

생체 삽입전극은 전극의 계면에서 염증 발생이 나 조직 기능 손실 등의 일반적인 이물염증반응 (Foreign body reaction)이 일어나면서 삽입된 전 극의 임피던스가 크게 증가하는 극복해야 할 과제 가 있다. 따라서 전도성 고분자를 이용하여 면역 반응의 발생을 최소화하는 생체친화적인 전극이 궁극적으로 중요하다. Martin 연구팀은 세포 외 기질 단백질 유래의 펩타이드 DCDPGYIGR 펩타 이드를 PEDOT/PSS와 함께 전착한 전극은 비개 질 금속 전극보다 100배 이상 임피던스가 감소하

Figure 10. 생체 전극의 응용 및 전도성 고분자를 이용한 개발

였고, 생체 내 삽입 시 신경의 전기 신호가 크게 향상됨을 보고하였다[36](Figure 11).

최근에는 신경 조직(< 1 kPa)과 비슷한 부드러 운 기계적인 강도를 갖는 생체 전극을 전도성 고 분자기반 수화겔을 전극에 코팅하여, 신경 조직과 의 기계적인 불합치를 줄여주어, 염증반응을 최소 하는 생체친화형 생체 전극의 개발과, 생장인자, 항 염증제 등의 약물이 담지된 전도성 고분자기반 생체 전극의 개발 또한 진행되었다. Green 팀은 PEDOT/PVA (Poly(vinyl alcohol)) 혼합 수화겔을 백금전극에 코팅을 하여 우수한 전기전도성을 보 이고 신경 조직과 유사한 기계적 강도를 나타내는 연성과 친수성 표면을 가지며, 신경성장인자 (Nerve growth factor)를 넣어 뇌조직에 삽입 시, 신경세포의 활성 증대와 향상된 신경 신호 전달이 가능한 생체 전극 시스템이 최근 보고되었다 [37-38](Figure 12).하지만 이 생체 전극 역시 생 체 내에 이식을 하였을 때 어느 정도의 생체 적합 성 및 안정성을 보여줄지에 대해서는 정확하게 결 정된 바가 없다.

이와 같이 전도성 고분자를 이용한 생체 전극의 개발은 지속적으로 활발히 진행되고 있다. 임피던 스를 낮추어 낮은 전압에서 구동이 가능하며, 향상 된 전기적 특성을 나타내고, 인체 내에서 생체친화 성 및 안정성을 확보하는 것이 중요하다. 이를 위 하여, 생화학적 역가를 나타내는 다양한 생체 물질 과의 혼합, 약물 전달, 표면구조의 최적화, 기계적 강도의 변화에 중점을 두어 연구되고 있다.

4. 결 론

전도성 고분자는 우수한 전기적 특성, 우수한 가공성과 제조의 편리성으로 반도체와 전기소자 등 많은 분야에 응용 되어왔다. 전도성 고분자의 수용액 상에서의 안정성, 친수성, 생체 분자의 점 착, 표면적 및 조절의 용이성으로, 생체 내에서 전 기 신호를 매개할 수 있는 생체 재료에도 최근 많 이 연구되고 있다. 그중에서도 생체 센서와 생체 전극에 활발하게 연구가 이루어지고 있다. 생체 센서로서의 응용은 특정 질환의 검지를 목적으로, 외부 반응이나 자극에 선택적이고 민감하게 반응 할 수 있는 특성을 갖도록 전도성 고분자의 개질 및 생체 분자를 점착하는 연구가 활발히 진행되어 왔다. 소개된 글루코오스, 도파민, 유린 센서 이외 에도 병원균, 호르몬 등에 대한 센서 제작의 활용 물질로 폭넓게 연구되고 있다. 또한, 전도성 고분 자는 생체 내 전기적 신호를 빠르게 전달하거나 생체 신호를 매개할 수 있는 생체 전극에도 많이 응용되고 있다. 전기적 신호를 민감하게 감지하고 신속히 전달할 수 있는 물질 개발을 바탕으로 신 체 삽입 시 염증반응을 최소화하며 생체 화합물의 담지 및 구조적 최적화를 이루도록 연구가 진행되 고 있다. 이에 따라 전도성 고분자를 이용한 생체 전극은 표면에서 미세구조 형성에 따른 표면적 증 대, 기계적 유연성을 가지는 방법 등을 이용하여

Figure 11. 펩타이드와 함께 전기화학적으로 중합/코팅된

Figure 12. 전도성 수화겔의 도식(왼쪽)과 고정된 도판트를 사

발한 연구의 결과로 머지않아 센서 및 전극의 상 용화가 기대된다.

참 고 문 헌

1. S. Hideki, E. Louis, A. Macdiarmid, C. Chiang, and A. Heeger, Synthesis of electrically conducting organic polymers: halogen deri- vatives of polyacetylene, (CH)x, Chem. Comm., 16, 578-580 (1977).

2. P. Audebert and G. Bidan, Polyhalopyrroles:

Electrochemical synthesis and some charac- teristics, J. Electroanal. Chem. Interfacial

Electrochem., 190, 129-139 (1985).

3. T. Kawai, T. Kuwabara, S. Wang, and K.

Yoshino, Secondary battery characteristics of poly (3-alkylthiophene), Jpn. J. Appl. Phys., 29, 602-605 (1990).

4. P. Novak, K. Muller, K. Santhanam, and O.

Hass, Electrochemically Active Polymers for Rechargeable Batleries, Chem. Rev., 97, 207-281 (1997).

5. R. H. Friend, J. H. Burroughes, and D. D.

Bradley, Electroluminescent devices, US

patent, 5,247,190 (1993).

6. D. Bloor and B. Movaghar, Conducting polymers IEE Proc., Part I: Solid-State

Electron Devices, 130, 225-232 (1983).

7. J. Bredas and G. Street, Polarons, bipolarons, and solitons in conducting polymers, Acc.

Chem. Res., 18, 309-315 (1985).

8. W. Huang, B. Humphrey, and A. Mac Diarmid, Polyaniline, a novel conducting

chloride in aqueous solution, Synth. Met., 20, 365-371 (1987).

10. C. Li, C. Sun, W. Chen, and L. Pan, Electrochemical thin film deposition of polypyrrole on different substrates, Surf. Coat.

Technol., 198, 474-477 (2005).

11. D. Han, H. Lee, and S. Park, Electrochemistry of conductive polymers XXXV: Electrical and morphological characteristics of polypyrrole films prepared in aqueous media studied by current sensing atomic force microscopy,

Electrochim. Acta, 50, 3085-3092 (2005).

12. D. Ateh, H. Navsaria, and P. Vadgama.

Polypyrrole-based conducting polymers and interactions with biological tissues, J. R. Soc.

Interface, 3, 741-752 (2006).

13. M. Yang, C. Dai, and D. Lu. Polypyrrole porous micro humidity sensor integrated with a ring oscillator circuit on chip, Sensors, 10, 10095-10104 (2010).

14. T. Rivers, T. Hudson, and C. Schmidt, Synthesis of a novel, biodegradable electrically conducting polymer for biomedical applications,

Adv. Funct. Mater., 12, 33-37 (2002).

15. G. Wallace, M. Smyth, and H. Zhao, Conducting electroactive polymer-based bio- sensors, TrAC, Trends Anal. Chem., 18, 245-251 (1999).

16. D. Kim, S. Richardson-Burns, J. Hendricks, C.

Sequera, and D. Martin, Effect of immobilized nerve growth factor on conductive polymers:

electrical properties and cellular response, Adv.

Funct. Mater., 17, 79-86 (2007).

17. U. Lange, N. Roznyatovskaya, and V.

Mirsky, Conducting polymers in chemical sensors and arrays, Anal. Chim. Acta, 614, 1-26 (2008).

18. M. Ates, A review study of (bio) sensor systems based on conducting polymers,

Mater. Sci. Eng. C, 33, 1853-1859 (2013).

19. M. Gerard, A. Chaubey, and B. Malhotra, Application of conducting polymers to bio- sensors, Biosens. Bioelectron., 17, 345-359 (2002).

20. S. Adeloju and A. Moline, Fabrication of ultra-thin polypyrrole-glucose oxidase film from supporting electrolyte-free monomer solution for potentiometric biosensing of glucose,

Biosens. Bioelectron., 16, 133-139 (2001).

21. S. Alwarappan, C. Liu, A. Kumar, and C. Li, Enzyme-doped graphene nanosheets for enhanced glucose biosensing, J. Phys. Chem.

C, 114, 12920-12924 (2010).

22. P. Nia, W. Meng, F. Lorestani, M.

Mahmoudian, and Y. Alias, Electrodeposition of copper oxide/polypyrrole/reduced graphene oxide as a nonenzymatic glucose biosensor,

Sens. Actuators. B, 209, 100-108 (2015).

23. N. Hui, S. Wang, H. Xie, S. Xu, S. Niu, and X.

Luo, Nickel nanoparticles modified conducting polymer composite of reduced graphene oxide doped poly (3, 4-ethylenedioxythiophene) for enhanced nonenzymatic glucose sensing, Sens.

Actuators. B, 221, 606-613 (2015).

24. B. Venton and R. Wightman, Psycho- analytical electrochemistry: dopamine and behavior, Anal. Chem., 75, 414-421 (2003).

25. E. Baldrich, R. Gomez, G. Gabriel, and F.

Munoz, Magnetic entrapment for fast, simple and reversible electrode modification with carbon nanotubes: application to dopamine detection, Biosens. Bioelectron., 26, 1876-1882

(2011).

26. H. Olivia, B. Sarada, D. Shin, T. Rao, and A.

Fujishima, Selective amperometric detection of dopamine using OPPy-modified diamond microsensor system, Analyst, 127, 1572-1575 (2002).

27. Y. Kim, S. Bong, Y. Kang, R. Mahajan, J.

Kim, and H. Kim, Electrochemical detection of dopamine in the presence of ascorbic acid using graphene modified electrodes, Biosens.

Bioelectron., 25, 2366-2369 (2010).

28. M. Lin, A dopamine electrochemical sensor based on gold nanoparticles/over-oxidized polypyrrole nanotube composite arrays, RSC

Adv., 5, 9848-9851 (2015).

29. K. Ghanbari and N. Hajheidari, Simultaneous electrochemical determination of dopamine, uric acid and ascorbic acid using silver nanoparticles deposited on polypyrrole nanofibers, J. Polym. Res., 22, 152 (2015).

30. R. Green, S. Baek, L. Poole-Warren, and P.

Martens, Conducting polymer-hydrogels for medical electrode applications, Sci. Technol.

Adv. Mater., 11, 014107 (2010).

31. R. Green, P. Matteucci, R. Hassarati, B.

Giraud, C. Dodds, S. Chen, P. Byrnes- Preston, G. Suaning, L. Poole-Warren, and N.

Lovell, Performance of conducting polymer electrodes for stimulating neuroprosthetics, J.

Neural. Eng., 10, 016009 (2013).

32. R. Green, N. Lovell, G. Wallace, and L.

Poole-Warren, Conducting polymers for neural interfaces: challenges in developing an effective long-term implant, Biomaterials, 29, 3393-3399 (2008).

33. K. Ludwig, N. Langhais, M. Joseph, S.

Richardson-Burns, J. Hendricks, and D.

Kipde, Poly (3, 4-ethylenedioxythiophene) (PEDOT) polymer coatings facilitate smaller

(2008).

35. H. Tian, J. Liu, D. Wei, X. Kang, C. Zhang, J. Du, B. Yang, X. Chen, H. Zhu, Y. Nuli, and C. Yang, Graphene oxide doped conducting polymer nanocomposite film for electrode- tissue interface, Biomaterials, 35, 2120-2129 (2014).

36. X. Cui and D. Martin, Electrochemical

Conductive hydrogels with tailored bioactivity for implantable electrode coatings, Acta

Biomater., 10, 1216-1226 (2014).

38. R. Green, R. Hassarati, J. Goding, S. Baek, N. Lovell, P. Martens, and L. Poole-Warren, Conductive hydrogels: mechanically robust hybrids for use as biomaterials, Macromol.

Biosci., 12, 494-501 (2012).

양 종 철

2010～2014 광주과학기술원 화학과 학사 2015～현재 광주과학기술원 신소재공학부

석사

조 혜 림

2008～2013 충남대학교 재료공학과 학사 2013～2015 광주과학기술원 신소재공학부

석사

2015～현재 광주과학기술원 신소재공학부 위촉연구원

김 세 민

2007～2011 전북대학교 화학과 학사 2011～2013 광주과학기술원 신소재공학부

석사

2015～현재 광주과학기술원 신소재공학부 박사

이 재 영

1993～1997 서울대학교 공업화학과 학사 1997～1999 서울대학교 공업화학과 석사 1999～2005 LG 생명과학 기술원 2005～2010 The University of Texas at

Austin 화학공학과 박사 2010～2012 University of California,

Berkeley 생명공학과 박사 후 연구원

2012～현재 광주과학기술원 신소재공학부 조교수

장 예 슬

2011～2015 광주과학기술원 화학과 학사 2015～현재 광주과학기술원 신소재공학부

석사