Biossensores de glicose sem enzimas baseados em nanocompósitos MoS2

Resumo

Biossensores de glicose de alto desempenho são altamente desejados para a saúde. Para atender a essas demandas, os biossensores de glicose, particularmente os biossensores de glicose sem enzimas, têm recebido muita atenção. Materiais bidimensionais, por exemplo, grafeno, com alta área de superfície, excelentes propriedades elétricas e boa biocompatibilidade, têm sido o foco principal da pesquisa de biossensores na última década. Esta revisão apresenta o progresso recente feito em biossensores de glicose livres de enzimas com base em MoS ₂ nanocompósitos. Duas técnicas diferentes para detecção de glicose são introduzidas, com ênfase em biossensores eletroquímicos de glicose. Desafios e perspectivas futuras do MoS ₂ biossensores de glicose nanocompósitos também são discutidos.

Introdução

A concentração de glicose no sangue humano é um importante indicador de saúde. Por exemplo, pessoas saudáveis normalmente têm um nível de glicose no sangue em torno de 3,9-6,1 mM (1 mM =∼ 18 mg / dL), e as concentrações de glicose fora dessa faixa podem indicar disfunção renal, diabetes, etc. [1]. Impulsionado pela demanda cada vez maior por cuidados de saúde, muitos esforços têm sido dedicados a biossensores enzimáticos de glicose baseados em glicose oxidase (GO _x ) desde o relatório do eletrodo de enzima por Updike e Hicks em 1967 [2]. Apesar da simplicidade, eficiência, alta sensibilidade e seletividade dos biossensores enzimáticos de glicose, dois desafios principais, ou seja, alto custo e instabilidade, ainda não podem ser resolvidos de forma satisfatória. Isso ocorre porque os sensores enzimáticos de glicose usam enzimas, como GO _x para detectar a glicose indiretamente, o que muitas vezes envolve catalisadores caros e construção de dispositivo complicada e, portanto, custo relativamente alto [3, 4]. Além disso, enzimas como GO _x são vulneráveis à temperatura, umidade, pH e produtos químicos não fisiológicos devido à sua instabilidade térmica e química intrínseca [5, 6]. A imobilização de GO _x na superfície de um eletrodo muitas vezes adiciona outra camada de dificuldade na fabricação de sensores de glicose enzimáticos com boa estabilidade e reprodutibilidade [7, 8].

Graças ao desenvolvimento da Internet das Coisas, sensores de baixo custo e alta confiabilidade têm atraído cada vez mais atenção. Na busca por sensores de glicose que atendam a essas demandas, biossensores eletroquímicos livres de enzimas ganharam popularidade devido a uma série de vantagens, incluindo simplicidade, alta sensibilidade e estabilidade [9,10,11,12]. Os biossensores eletroquímicos sem enzimas detectam diretamente a glicose por meio da oxidação eletrocatalítica, o que evita o uso de enzimas caras, além de melhorar a estabilidade em condições ambientais. Espera-se que tais biossensores abram novas oportunidades para incorporação com dispositivos portáteis e detecção de glicose em tempo real [13]. A chave para realizar sensores de glicose livres de enzimas práticos são catalisadores baratos, confiáveis, biocompatíveis e abundantes. Para este objetivo, nanocompósitos, por exemplo, compósitos de materiais bidimensionais e nanopartículas, têm sido amplamente adotados como materiais de eletrodos biossensores [14]. Em particular, a bioeletrônica baseada em materiais bidimensionais (2D) torna-se um novo campo interdisciplinar excitante, devido a muitas propriedades físicas e químicas exclusivas dos materiais 2D, incluindo grande área de superfície específica, excelente condutividade e síntese fácil. Por exemplo, a grande área de superfície específica de materiais 2D permite a fácil funcionalização da superfície por meio de hibridização. A alta condutividade permite transferência e coleta de carga eficiente em materiais 2D. Dentre os diversos materiais 2D, o grafeno e seus derivados são, sem dúvida, o material mais estudado em biossensores [15]. Outro tipo de material 2D que tem sido amplamente explorado em eletrônica e optoeletrônica também apresenta méritos de serem materiais bioeletrônicos. Dichalcogenetos de metais de transição (TMDs), especialmente dissulfeto de molibdênio (MoS ₂ ), possuem vantagens semelhantes de grande área de superfície específica, inércia química e funcionalidade de superfície. A intercalação de íons estranhos ou moléculas em nanofolhas TMD pode ser facilmente alcançada devido à sua estrutura atômica única [16]. Uma propriedade importante que torna o MoS ₂ se destacam de outros materiais 2D é sua alta atividade catalítica surge de bordas expostas [13]. No entanto, a desvantagem do MoS ₂ também é bastante óbvio. Comparado com o grafeno, 2D MoS ₂ as folhas têm condutividade elétrica muito menor. Re-empilhamento de MoS ₂ nanofolhas limitam ainda mais a transferência de carga, bem como os locais de reação ativos.

Esforços marginais foram feitos em sensores de glicose sem enzimas baseados em 2D MoS ₂ até os anos mais recentes. O fraco desempenho do MoS ₂ Os dispositivos eletroquímicos baseados em tecnologia têm sido bem tratados usando uma série de métodos que resolveram com sucesso a baixa condutividade intrínseca. Alguns MoS ₂ biossensores eletroquímicos de glicose com base em eletroquímicos têm sido relatados com desempenho superior a seus equivalentes de grafeno [17]. Além dos biossensores eletroquímicos, métodos não eletroquímicos de baixo custo também foram estudados recentemente para MoS 2D ₂ , aproveitando o progresso do MoS ₂ feito em eletrônica e optoeletrônica [18]. Nesta revisão, resumimos os avanços recentes no MoS ₂ biossensores de glicose baseados em Atenção particular é dada ao MoS ₂ biossensores eletroquímicos de glicose baseados em eletroquímicos, que são descritos em “MoS Eletroquímico de Glicose Biossensor ₂ Seção Nanocompósitos. Na seção “Detecção de glicose de alta sensibilidade usando MoS ₂ Transistores de efeito de campo ”, MoS ₂ transistores de efeito de campo para detecção de glicose de glicose são brevemente introduzidos. Finalmente, a conclusão e as perspectivas futuras do MoS ₂ biossensores de glicose nanocompósitos são apresentados.

MoS baseado em biossensor de glicose eletroquímica ₂ Nanocompósitos

Por algumas décadas, metais ou ligas têm sido as principais opções de catalisadores para a oxidação eletrocatalítica direta da glicose [19]. Na última década, materiais bidimensionais com grande área de superfície, bem como propriedades químicas e físicas únicas, abriram novas oportunidades para muitos campos, incluindo sensoriamento eletroquímico, armazenamento de energia e eletrônica [20]. Em termos de biossensorio eletroquímico, nanocompósitos de diferentes materiais 2D e catalisadores apresentam vantagens claras sobre os catalisadores tradicionais. O acoplamento sinérgico entre esses materiais, ou seja, efeitos sinérgicos, pode levar a um aumento distinto na atividade catalítica [21]. Um bom número de tais nanocompósitos, particularmente aqueles baseados em grafeno ou derivados de grafeno, foram desenvolvidos e aplicados a sensores de glicose livres de enzimas. MoS em camadas ₂ espera-se que possua vantagens semelhantes, pois compartilha as propriedades materiais do grafeno. Particularmente, a camada MoS ₂ nanofolhas possuem um grande número de arestas, as quais, semelhantes às folhas de grafeno funcionalizadas, atuam como sítios ativos para reações catalíticas [22, 23].

Na verdade, Huang et al. MoS sintetizado ₂ nanoflores por um método hidrotérmico [24]. Um eletrodo de carbono vítreo modificado com o MoS ₂ nanoflores e compósitos de nanopartículas de quitosana / Au mostraram distinta redução do sobrepotencial para a oxidação do bisfenol A. O sensor nanocompósito mostrou uma oxidação eletrocatalítica eficiente do bisfenol A, conforme evidenciado pelo aumento significativo da corrente nos voltamogramas cíclicos. Uma boa faixa de detecção linear de 0,05 a 100 μM é obtida para a detecção de bisfenol A. Além disso, um limite de detecção muito de 5 nM é estimado. Este trabalho demonstrou claramente a excelente atividade eletrocatalítica e efeitos sinérgicos de Au / MoS ₂ nanocompósitos. Da mesma forma, MoS ₂ nanocompósitos à base de enzimas têm sido usados para detecção de glicose livre de enzimas. MoS ₂ flores com grande área superficial foram sintetizadas por método hidrotérmico usando brometo de cetiltrimetilamônio (CTAB) como surfactante [25]. A morfologia das microflores pode ser controlada pelo pH da solução de reação, concentração de surfactante CTAB e temperatura de recozimento. O MoS ₂ microflores obtidas a uma temperatura de recozimento de 500 ° C mostraram boa qualidade cristalina e, portanto, transferência de carga melhorada. Curiosamente, os testes de detecção de glicose livre de enzimas eletroquímicas mostraram que o MoS ₂ eletrodo de microflores sem qualquer funcionalização pode oferecer uma alta sensibilidade de 570,71 μA mM ⁻¹ cm ⁻² . Além disso, o sensor mostra uma ampla faixa de detecção linear de até 30 mM.

Os efeitos sinérgicos do MoS ₂ catalisadores dopados ou hibridizados por metais estranhos, como Cu, Ni, Co e Fe, também são válidos para catálise eletroquímica aprimorada de glicose. Huang et al. conseguiu combinar as vantagens da forte atividade eletrocatalítica do cobre para a oxidação da glicose e a grande área de superfície e sítios de borda ativos do MoS ₂ nanofolhas [26]. As nanopartículas de Cu decoraram MoS ₂ nanofolhas mostraram atividade eletrocatalítica para a oxidação da glicose. Uma alta sensibilidade de 1055 μA mM ⁻² cm ⁻² e uma faixa de detecção linear de até 4 mM foi relatada para o Cu / MoS ₂ sensor de glicose nanocompósito. A sensibilidade quase dobrou o valor medido no MoS ₂ eletrodo de microflores. O sensor também demonstrou boa seletividade na detecção de glicose contra ácido úrico, ácido ascórbico e dopamina. A corrente de interferência causada por esses produtos químicos é apenas cerca de 2,1–5,2% daquela da glicose, e esse nível de corrente de interferência baixo pode ser considerado insignificante em concentração fisiológica.

Outro candidato atraente é o níquel (Ni), que tem sido amplamente estudado para híbridos de Ni / grafeno. Semelhante ao Cu, o Ni também é um metal abundante em terra. O par redox de Ni ³⁺ / Ni ²⁺ oferece uma impressionante atividade catalítica em meios alcalinos. Portanto, Huang et al. usou MoS ₂ nanofolha como suporte de catalisador para imobilizar nanopartículas de Ni [27]. MoS ₂ nanofolha foi sintetizada do MoS ₂ pó em solvente misto de etanol / água por esfoliação líquida. Nanopartículas de Ni foram reduzidas em MoS ₂ nanofolha aquecendo um MoS ₂ nanofolha - solução de etilenoglicol a 60 ° C por 1 h após a adição de NiCl ₂ · 6H ₂ O precursor e N ₂ H ₄ · H ₂ Soluções O e NaOH. Um eletrodo sensor de glicose foi preparado depositando Ni-MoS ₂ híbrido em um eletrodo de carbono vítreo. Voltamograma cíclico do Ni / MoS ₂ O eletrodo modificado com híbrido revelou claramente a oxidação da glicose com uma corrente mais alta do que um eletrodo de referência modificado com Ni. A atividade eletrocatalítica melhorada foi atribuída a locais mais ativos no MoS ₂ nanofolhas, bem como agregação reduzida de nanopartículas de Ni em um suporte de material 2D. Os resultados amperométricos confirmaram uma boa faixa de detecção linear de até 4 mM, uma alta sensibilidade de 1824 μA mM ⁻¹ cm ⁻² e um limite de detecção baixo de 0,31 μM a uma razão sinal / ruído de 3 (S / N =3). Comparado com Cu / MoS ₂ sensor de glicose nanocompósito, há uma melhoria adicional na sensibilidade usando Ni / MoS ₂ nanocompósitos. O impacto das espécies interferentes, incluindo dopamina, ácido ascórbico e ácido úrico, na detecção de glicose também foi considerado marginal. Mais importante, o sensor mostrou boa reprodutibilidade e alta estabilidade. Uma redução insignificante de 3,4% na resposta do sensor foi medida após armazenamento em ambiente por 4 semanas. Além disso, Anderson et al. relataram um biossensor de glicose não enzimático altamente sensível ao incorporar nanopartículas de prata coloidal com MoS ₂ [28]. A introdução de nanopartículas de Ag foi para abordar a baixa condutividade intrínseca de MoS ₂ . Uma excelente sensibilidade de 9044,6 μA mM ⁻¹ cm ⁻² e um limite de detecção baixo de 0,03 μM foi relatado. No entanto, a faixa de detecção linear é de apenas 1 mM.

As atividades eletrocatalíticas do MoS ₂ pode ser ainda melhorado por hibridização com grafeno. A baixa condutividade intrínseca do MoS ₂ prejudica sua alta atividade catalítica. A carga é transferida entre MoS ₂ nanomateriais são lentos em reações eletroquímicas ou aplicações eletrônicas em geral. Por outro lado, o grafeno tem condutividade elétrica superior e pode servir como uma solução imediata para retardar o transporte de elétrons no MoS ₂ nanomateriais [29]. Jeong et al. fabricado tridimensional (3D) MoS ₂ / nanocompósitos de aerogel de grafeno por um método hidrotérmico de um recipiente [13]. Embora atividades eletrocatalíticas intensificadas tenham sido observadas usando a estrutura porosa 3D em comparação com a amostra de referência 2D, o uso de glicose oxidase complicou a fabricação e enfrentou os mesmos problemas dos sensores enzimáticos. Geng et al. MoS dopado com Ni sintetizado ₂ nanopartículas decoradas com óxido de grafeno reduzido (Ni-MoS ₂ / rGO) por um método fácil e escalável [30]. Como mostrado na Fig. 1a, o óxido de grafeno sintetizado pelo método Hummers e Offeman foi misturado com CH ₃ COOH e água desionizada. A solução do precursor Ni-Mo foi preparada adicionando (NH ₄ ) ₂ MoS ₄ e Ni (CH ₃ COO) ₂ · 4H ₂ O com diferentes razões molares na solução de óxido de grafeno. O Ni-MoS ₂ / rGO suspensão foi obtida após centrifugação e secagem a 80 ° C. O Ni-MoS coletado ₂ / rGO suspensão foi então calcinada por 4 h a 600 ° C em N ₂ atmosfera. O Ni-MoS obtido ₂ Nanocompósitos / rGO foram usados para detecção não enzimática de glicose. A Figura 1b mostra a resposta amperométrica de um eletrodo sensor modificado por Ni-MoS ₂ / rGO nanocompósitos à adição sucessiva de solução de glicose. Um claro aumento na corrente foi observado após cada adição de glicose. Além disso, a inserção na Fig. 1b mostra que o sensor foi capaz de responder a uma concentração de glicose tão baixa quanto 5 μM. O sinal de corrente exata em função da concentração de glicose é plotado na Fig. 1c, que mostra claramente uma ampla faixa de detecção linear do sensor, 0,005–8,2 mM, cobrindo bem o nível de glicose no sangue humano típico. A sensibilidade calculada e o limite de detecção são 256,6 μA mM ⁻¹ cm ⁻² e 2,7 μM (S / N =3), respectivamente. Embora a sensibilidade e o limite de detecção do sensor sejam nitidamente mais baixos do que os anteriores, a faixa de detecção linear é bem melhorada. O trabalho relatou ainda melhores taxas de transporte de elétrons e atividade eletrocatalítica com um coeficiente de difusão de 1,83 × 10 ⁻³ cm ² s ⁻¹ e constantes de taxa catalítica de 6,26 × 10 ⁵ cm ³ mol ⁻¹ s ⁻¹ usando o Ni-MoS ₂ Compostos / rGO. Conforme mostrado na Fig. 1d, quando o sensor foi armazenado em condições secas, sua resposta atual a 1 mM de glicose permanece quase inalterada por 15 dias, mostrando boa estabilidade. A influência de produtos químicos de interferência comuns, NaCl, dopamina, ácido úrico, ácido ascórbico e V _B , também foi examinado. Os resultados são mostrados na Fig. 1e, e o impacto desses produtos químicos na corrente de sinal é marginal. A mudança atual causada por 0,1 mM de NaCl, dopamina, ácido úrico, ácido ascórbico e V _B , uma concentração típica dos produtos químicos de interferência no soro normal, é apenas 0,76%, 2,77%, 6,03%, 0%, 2,51% e 0,63% da resposta atual à glicose 2,5 mM. Finalmente, o trabalho demonstrou uma boa combinação entre a concentração medida pelo Ni-MoS ₂ / rGO sensor e os valores hospitalares relatados, mostrando um grande potencial dos sensores para aplicações práticas [30].

a Esquema da síntese de Ni-MoS ₂ Compostos / rGO. b Resposta amperométrica de um Ni-MoS ₂ / rGO sensor para a adição sucessiva de glicose. c A resposta extraída corrente para diferentes concentrações de glicose. d Teste de estabilidade do sensor por medição amperométrica por 15 dias. e Comparação das respostas amperométricas de glicose 2,5 mM e produtos químicos de interferência 0,1 mM. Reimpresso de [25], Copyright 2017, com permissão da Elsevier

Uma forma alternativa de melhorar a transferência de carga no MoS ₂ nanocompósitos é hibridizar com outro material de carbono altamente condutor e biocompatível, os nanotubos de carbono (CNTs). Enquanto isso, esta forma pode limitar o empilhamento de MoS ₂ nanomateriais, fornecendo locais de reação mais ativos. Os CNTs também foram amplamente sintetizados em estruturas 3D e aplicados no armazenamento de energia, captação de energia, detecção, etc. [31,32,33]. Li et al. preparou nanocompósitos 3D de MoS ₂ nanofolhas hibridizadas com nanopartículas de óxido de cobalto e CNTs [34]. As nanopartículas de óxido de cobalto foram usadas para aumentar as atividades eletrocatalíticas e os CNTs para melhorar a condutividade. Método hidrotérmico de um recipiente usado para sintetizar o Co-MoS ₂ / CNT nanocompósitos é brevemente mostrado na Fig. 2a. Uma mistura de CNTs, 0,1 mmol Co (CH ₃ COO) ₂ 4H ₂ O, 1,35 mmol Na ₂ MoO ₄ e 7,5 mmol de l-cisteína foram transferidos para uma autoclave de aço inoxidável forrada com Teflon e mantida a 180 ° C por 24 h. O produto foi então resfriado, centrifugado e enxaguado com água desionizada e etanol absoluto. O Co-MoS limpo ₂ / CNT nanocompósitos foram finalmente secos em um forno a vácuo a 60 ° C por 6 h. As imagens de microscopia eletrônica de varredura (SEM) e microscopia eletrônica de transmissão (TEM) do Co-MoS ₂ / CNT nanocompósitos são mostrados na Fig. 2b, c. Foram observados CNTs empacotados 3D típicos com diâmetros em torno de 20 nm. A imagem TEM mostra claramente os CNTs vazios anexados ao MoS ₂ nanofolhas. Tal estrutura serve como uma matriz altamente condutora para suportar MoS ₂ nanofolhas e imobilizar nanopartículas de Co. Como o Co-MoS densamente compactado ₂ Nanocompósitos / CNT não só fornecem uma boa quantidade de bordas ativas catalíticas, mas também permitem uma transferência de carga eficiente durante as reações. Mais importante, o densamente compactado Co-MoS ₂ / Estrutura do CNT e o espaçamento razoavelmente grande entre camadas de 0,65 nm para MoS ₂ (maior do que 0,34 nm para CNTs) suprime efetivamente o empilhamento de MoS ₂ / Composto CNT. Voltametria cíclica típica e medições amperométricas foram realizadas para examinar o desempenho do sensor livre de enzima feito de Co-MoS ₂ / Nanocompósitos CNT. As respostas amperométricas do Co-MoS ₂ / O eletrodo de detecção de CNT medido (a 0,65 V vs. Ag / AgCl) com adição sucessiva de glicose são mostrados na Fig. 2d. Foi observado um aumento de degrau distinto na corrente de resposta à adição de glicose. Uma boa faixa de detecção linear foi alcançada até 5,2 mM, conforme mostrado nas Figs. 2e. A sensibilidade calculada é 131,69 μA mM ⁻¹ cm ⁻² . Apesar da sensibilidade relativamente baixa, um limite de detecção extremamente baixo de 80 nM obtido (S / N =3) da Fig. 2f.

a Diagrama esquemático da montagem hidrotérmica de Co-MoS2 / CNTs. b SEM e c Imagens TEM dos Co-MoS2 / CNTs sintetizados. d Respostas amperométricas do Co-MoS ₂ / Sensor CNT para a adição sucessiva de glicose. e A resposta extraída corrente para diferentes concentrações de glicose. f Curva amperométrica do Co-MoS ₂ / Sensor CNT para glicose de 80 nM. Reproduzido de [29], Copyright 2019, com permissão da Elsevier

Semelhante aos efeitos sinérgicos exibidos por híbridos de material metal-2D, ligas bimetálicas e nanoestruturas também mostraram desempenho catalítico aprimorado e mostraram bom potencial para muitas aplicações, incluindo detecção [35], coleta de energia [36, 37], etc. Li et al . nanopartículas bimetálicas de Au-Pd recentemente sintetizadas para peróxido de hidrogênio não enzimático e detecção de glicose [5]. A fabricação do Au-Pd / MoS ₂ eletrodo sensor é ilustrado na Fig. 3a. O MoS ₂ nanofolhas foram preparadas por esfoliação líquida. Nanopartículas bimetálicas de Au-Pd foram sintetizadas por redução química. O Au-Pd / MoS preparado ₂ nanocompósitos foram então depositados em um eletrodo de carbono vítreo para detecção química. Conforme mostrado na Fig. 3b, boas etapas da corrente foram observadas com uma adição sucessiva de glicose. A faixa de detecção linear medida como 0,5–20 mM está bem além do nível normal de glicose no sangue humano (Fig. 3c). Em vez de usar nanopartículas bimetálicas convencionais, muitas vezes feitas de metais caros, Ma et al. projetou um MoS co-decorado com nanopartícula-polipirrol (PPY) de ouro ₂ nanocompósito [38]. Os híbridos de metal / polímero condutor também devem melhorar a área de superfície e a condutividade de um eletrodo sensor. Além disso, o uso de polímeros condutores pode reduzir ainda mais o custo dos sensores eletroquímicos. O MoS fabricado ₂ -PPY-Au / eletrodo de carbono vítreo mostrou uma detecção incrivelmente baixa de 0,08 nM, seletividade quase livre de interferência e longa estabilidade ao longo de 3 semanas. No entanto, a sensibilidade do sensor é de apenas 37,35 μA · μM ^–1 · Cm ^–2 e a faixa de detecção é bastante limitada (0,1–80 nM).

a Ilustração da síntese de Au-Pd / MoS ₂ nanocompósitos e montagem em um eletrodo de carbono vítreo para detecção eletroquímica não enzimática de H ₂ O ₂ e glicose. b Respostas amperométricas do Au-Pd / MoS ₂ sensor nanocompósito para adição sucessiva de glicose. c A resposta extraída corrente para diferentes concentrações de glicose. Reimpresso de [5], Copyright 2017, com permissão da Elsevier

Além de metais, óxidos metálicos de alta atividade catalítica também foram testados para melhorar a catálise eletroquímica. Além de suas altas atividades eletrocatalíticas, o baixo custo dos óxidos metálicos é outra vantagem que não pode ser exagerada para sensores eletroquímicos de baixo custo. Entre vários óxidos de metal, Cu ₂ O nanomateriais com diferentes morfologias são promissores para catálise em diversas aplicações. Fang et al. foram estudados MoS ₂ decorado com Cu ₂ Nanopartículas de O para detecção de glicose não enzimática [39]. As medições amperométricas do Cu ₂ O / MoS ₂ o eletrodo modificado com híbrido mostra uma boa faixa linear de 0,01 a 4 mM. O limite de detecção extraído é de cerca de 1 μM. A sensibilidade foi calculada tão alta quanto 3108,87 μA mM ⁻¹ cm ⁻² , que é maior do que a maioria MoS ₂ sensores de glicose não baseados em enzimas. Os resultados também indicam um bom potencial de óxidos metálicos para sensores de glicose não enzimáticos de baixo custo. A comparação dos biossensores de glicose sem enzimas com base no MoS ₂ os nanocompósitos são apresentados na Tabela 1.

Detecção de glicose de alta sensibilidade usando MoS ₂ Transistores de efeito de campo

MoS ₂ os transistores de efeito de campo (FETs) possuem uma série de vantagens, como alta taxa de corrente de comutação, baixa corrente de fuga, pequena oscilação de sublimiar e alta mobilidade [41, 42]. Graças às suas excelentes propriedades eletrônicas e robustez mecânica, MoS ₂ transistores mostram uma boa promessa para baixa energia, baixo custo e eletrônicos vestíveis [43, 44]. Biossensores, fotodetectores, sensores de gás e suas contrapartes flexíveis com base no MoS ₂ transistores foram relatados recentemente [45]. As vantagens do MoS ₂ os transistores tornam esses sensores altamente sensíveis, com baixo consumo de energia, portáteis, etc. MoS ₂ FETs foram relatados como vários sensores de umidade, H ₂ O ₂ , NÃO, NÃO ₂ , NH ₃ , DNA, etc. [46,47,48,49]. Shan et al. relatou o primeiro MoS ₂ com base em transistor de efeito de campo para detecção de glicose [40]. Conforme mostrado na Fig. 4a, um MoS de porta traseira ₂ FET foi fabricado em um SiO ₂ Substrato / Si. Os eletrodos de origem e de drenagem foram padronizados por fotolitografia e litografia de feixe eletrônico. Contatos Au / Ni (70 nm / 10 nm) foram depositados por evaporação. Deve-se notar que o MoS ₂ o material do canal de cerca de 2 μm × 3 μm foi esfoliado mecanicamente e transferido para os eletrodos pré-padronizados, conforme mostrado na Fig. 4b. O transistor fabricado foi colocado em uma célula de amostra e testado.

a Esquema do MoS back-gated ₂ transistor. b Imagem de microscopia óptica do MoS ₂ material do canal entre os eletrodos da fonte e do dreno. c As respostas atuais em tempo real a diferentes concentrações de glicose. d A resposta atual eu _ds do MoS ₂ FET em função das concentrações de glicose, de 0 a 30 mM. A inserção mostra a corrente de resposta extraída para concentrações mais baixas de glicose, de 0 a 1,0 μM. Reimpresso sob CC BY-NC 3.0 de [44]

O medido eu _ds - V _ds curvas com diferentes concentrações de soluções de glicose mostraram claramente aumentos da corrente fonte-dreno com o aumento da concentração de glicose. Deve-se observar que GO _x enzima foi adicionada à concentração de glicose. Portanto, a detecção não é completamente livre de enzimas. O aumento da corrente do canal com o aumento da concentração de glicose foi atribuído à oxidação enzimática da glicose. Os elétrons produzidos a partir da reação foram transferidos para o MoS tipo n ₂ canal e, portanto, aumentou sua condutividade. Para ilustrar a resposta do sensor à glicose, o I em tempo real _ds a medição foi realizada com adição sucessiva de diferentes concentrações de glicose, conforme mostrado na Fig. 4c. As medições começaram com uma solução de PBS puro e uma solução de concentração mais alta com 1 mM a mais de glicose colocada na anterior a cada minuto. A resposta da corrente fonte-dreno a diferentes concentrações de glicose é representada graficamente na Fig. 4d. Claramente, o MoS ₂ O sensor FET mostra uma faixa linear muito grande para detecção de glicose, até 30 mM. Os testes foram repetidos para uma baixa concentração de soluções de glicose para sondar o limite de detecção e a sensibilidade do MoS ₂ Sensor FET. Conforme mostrado na inserção da Fig. 4d, o sensor pode detectar claramente a presença de glicose com uma concentração tão baixa quanto 300 nM. A sensibilidade do MoS ₂ O biossensor de glicose FET é calculado em 260,75 mA mM ⁻¹ . Além de alta sensibilidade e baixos limites de detecção, o aparelho também apresentou alta estabilidade por até 45 dias. No entanto, o dispositivo atual deve envolver a adição de GO _x enzima na solução de glicose em teste, o que o torna menos prático para aplicações portáteis.

Conclusão e perspectivas

Esta mini-revisão apresenta os esforços recentes feitos para desenvolver MoS baseado em biossensor livre de enzimas ₂ nanocompósitos. Todas essas publicações apresentaram meios fáceis e de baixo custo para sensores de glicose de alto desempenho, em termos de sensibilidade, faixa de detecção linear e limite de detecção. Esses estudos, sem dúvida, abrem novas oportunidades para sensores de glicose sensíveis e de baixo custo. Os avanços dependem em grande parte do progresso recente feito na síntese de novos nanocompósitos de materiais 2D, nanomateriais metálicos e nanopartículas de óxido catalítico. Pode-se esperar que mais esforços sejam investidos nessa direção, e a experiência acumulada é altamente benéfica para estudos futuros sobre materiais relacionados para aplicações de detecção.

No entanto, ao mesmo tempo, deve-se perceber que muitos esforços ainda são necessários para aplicações clínicas ou quaisquer outras aplicações práticas. A estabilidade e reprodutibilidade desses dispositivos ainda precisam ser melhoradas. Tanto o tempo de armazenamento limitado quanto em condições secas foram usados até agora. Em segundo lugar, os métodos de síntese química são fáceis e de baixo custo, mas se os métodos são escaláveis ainda não está claro. Novas técnicas, como impressão a jato de tinta, podem ser usadas para a fabricação repetível de sensores em grande escala. Embora MoS ₂ sensores eletroquímicos baseados em mostram desempenho competitivo em comparação com as contrapartes baseadas em material de carbono, as vantagens, por exemplo, locais de borda catalítica de MoS ₂ , não são substanciais. Claramente, há muito espaço para realmente tirar proveito das propriedades exclusivas do MoS ₂ para melhorias adicionais na detecção de glicose não enzimática. Além disso, o desenvolvimento de MoS ₂ baseado em biossensor de glicose flexível os nanocompósitos são importantes para o sensoriamento flexível na área da saúde e devem ser mais competitivos no mercado, o que certamente se tornará um hotspot de pesquisa no futuro.

Finalmente, MoS ₂ Sensores baseados em FET mostram excelente desempenho na detecção de glicose. Dado o recente desenvolvimento do MoS ₂ FETs, essa direção parece muito promissora no desenvolvimento de sensores de glicose de baixo custo e outros tipos de sensores químicos. Deve ser ressaltado que o trabalho atual relatado no MoS ₂ Os sensores de glicose FET funcionavam apenas para GO _x -solução de glicose dopada. Trabalhos futuros precisam encontrar alternativas para evitar o uso de GO _x para uma implantação mais prática do MoS ₂ Sensores de glicose FET.