MoS₂-Nanokomposit-basierte enzymfreie Glukose-Biosensoren: Ein moderner Ansatz

Zusammenfassung

Hochleistungs-Glukose-Biosensoren sind für die Gesundheitsversorgung dringend benötigt. Um diesen Anforderungen gerecht zu werden, haben Glukose-Biosensoren, insbesondere enzymfreie Glukose-Biosensoren, große Aufmerksamkeit erhalten. Zweidimensionale Materialien wie Graphen mit hoher spezifischer Oberfläche, exzellenten elektrischen Eigenschaften und guter Biokompatibilität standen im letzten Jahrzehnt im Fokus der Biosensorforschung. Diese Übersicht stellt die jüngsten Fortschritte bei enzymfreien Glukose-Biosensoren basierend auf MoS₂-Nanokompositen vor. Zwei verschiedene Techniken zur Glukosedetektion werden vorgestellt, mit Schwerpunkt auf elektrochemischen Glukose-Biosensoren. Herausforderungen und zukünftige Perspektiven von MoS₂-Nanokomposit-Glukose-Biosensoren werden ebenfalls diskutiert.

Einleitung

Die Glukosekonzentration im menschlichen Blut ist ein wichtiger Gesundheitsindikator. Gesunde Menschen haben typischerweise einen Blutzuckerspiegel von 3,9–6,1 mM (1 mM ≈ 18 mg/dL), und Werte außerhalb dieses Bereichs können auf Nierenfunktionsstörungen, Diabetes usw. hinweisen [1]. Getrieben von der stetig steigenden Nachfrage im Gesundheitswesen wurden seit der Berichterstattung über Enzym-Elektroden durch Updike und Hicks 1967 [2] viele Anstrengungen in enzymatische Glukose-Biosensoren auf Basis von Glucose-Oxidase (GO_x) investiert. Trotz ihrer Einfachheit, Effizienz, hohen Empfindlichkeit und Selektivität lassen sich zwei große Herausforderungen – hohe Kosten und Instabilität – nicht zufriedenstellend lösen. Dies liegt daran, dass enzymatische Glukosesensoren Enzyme wie GO_x zur indirekten Detektion verwenden, was oft teure Katalysatoren und komplizierte Gerätekonstruktionen erfordert und somit relativ hohe Kosten verursacht [3, 4]. Zudem sind Enzyme wie GO_x aufgrund ihrer inhärenten thermischen und chemischen Instabilität anfällig für Temperatur, Feuchtigkeit, pH-Wert und nicht-physiologische Chemikalien [5, 6]. Die Immobilisierung von GO_x auf einer Elektrodenoberfläche fügt eine weitere Schwierigkeit bei der Herstellung enzymatischer Glukosesensoren mit guter Stabilität und Reproduzierbarkeit hinzu [7, 8].

Dank der Entwicklung des Internet of Things haben kostengünstige und hochzuverlässige Sensoren zunehmend Aufmerksamkeit erregt. Im Streben nach Glukosesensoren, die diesen Anforderungen genügen, haben enzymfreie elektrochemische Biosensoren an Beliebtheit gewonnen aufgrund ihrer Vorteile wie Einfachheit, hohe Empfindlichkeit und Stabilität [9,10,11,12]. Enzymfreie elektrochemische Biosensoren detektieren Glukose direkt über elektrokatalytische Oxidation, was den Einsatz kostspieliger Enzyme vermeidet und die Stabilität unter Umgebungsbedingungen verbessert. Solche Biosensoren sollen neue Möglichkeiten für die Integration mit tragbaren Geräten und Echtzeit-Glukosedetektion eröffnen [13]. Der Schlüssel zur Realisierung praktischer enzymfreier Glukosesensoren sind kostengünstige, zuverlässige, biokompatible und reichlich vorhandene Katalysatoren. Zu diesem Ziel wurden Nanokomposite, z. B. Verbunde aus zweidimensionalen Materialien und Nanopartikeln, weitverbreitet als Biosensor-Elektrodenmaterialien eingesetzt [14]. Insbesondere Bioelektronik basierend auf zweidimensionalen (2D) Materialien wird zu einem spannenden neuen interdisziplinären Feld, aufgrund der vielen einzigartigen physikalischen und chemischen Eigenschaften von 2D-Materialien, einschließlich großer spezifischer Oberfläche, exzellenter Leitfähigkeit und einfacher Synthese. So ermöglicht die große spezifische Oberfläche von 2D-Materialien eine einfache Oberflächenfunktionalisierung durch Hybridisierung. Die hohe Leitfähigkeit erlaubt effizienten Ladungstransfer und -sammlung in 2D-Materialien. Unter den verschiedenen 2D-Materialien sind Graphen und seine Derivate zweifellos das am meisten untersuchte Material in Biosensoren [15]. Ein weiterer Typ von 2D-Materialien, der in Elektronik und Optoelektronik breit erforscht wurde, zeigt auch Vorzüge als Bioelektronik-Material. Übergangsmetall-Dichalkogenide (TMDs), insbesondere Molybdändisulfid (MoS₂), besitzen ähnliche Vorteile wie große spezifische Oberfläche, chemische Inertheit und Oberflächenfunktionalität. Die Interkalation fremder Ionen oder Moleküle in TMD-Nanoschichten kann aufgrund ihrer einzigartigen Atomstruktur leicht erreicht werden [16]. Eine wichtige Eigenschaft, die MoS₂ von anderen 2D-Materialien abhebt, ist seine hohe katalytische Aktivität, die von exponierten Kanten herrührt [13]. Der Nachteil von MoS₂ ist jedoch offensichtlich: Im Vergleich zu Graphen haben 2D-MoS₂-Schichten eine viel geringere elektrische Leitfähigkeit. Die Wiederstapelung von MoS₂-Nanoschichten begrenzt den Ladungstransfer sowie aktive Reaktionsstellen weiter.

Erst in den letzten Jahren wurden nennenswerte Anstrengungen in enzymfreien Glukosesensoren auf Basis von 2D-MoS₂ unternommen. Die schlechte Leistung MoS₂-basierter elektrochemischer Geräte wurde durch verschiedene Methoden erfolgreich bewältigt, die die niedrige intrinsische Leitfähigkeit lösten. Einige MoS₂-basierte elektrochemische Glukose-Biosensoren wurden mit Leistungen berichtet, die ihre Graphen-Pendants übertreffen [17]. Neben elektrochemischen Biosensoren wurden kürzlich auch kostengünstige nicht-elektrochemische Methoden für 2D-MoS₂ untersucht, indem der Fortschritt von MoS₂ in Elektronik und Optoelektronik genutzt wurde [18]. In dieser Übersicht fassen wir die jüngsten Fortschritte bei MoS₂-basierten Glukose-Biosensoren zusammen. Besonderes Augenmerk liegt auf MoS₂-basierten elektrochemischen Glukose-Biosensoren, die im Abschnitt „Elektrochemische Glukose-Biosensoren basierend auf MoS₂-Nanokompositen“ beschrieben werden. Im Abschnitt „Hochempfindliche Glukosedetektion mit MoS₂-Feldeffekttransistoren“ werden MoS₂-Feldeffekttransistoren zur Glukosedetektion kurz vorgestellt. Schließlich werden Schlussfolgerungen und zukünftige Perspektiven von MoS₂-Nanokomposit-Glukose-Biosensoren präsentiert.

Elektrochemische Glukose-Biosensoren basierend auf MoS₂-Nanokompositen

Seit einigen Jahrzehnten waren Metalle oder Legierungen die Hauptkatalysatoroptionen für die direkte elektrokatalytische Oxidation von Glukose [19]. Im letzten Jahrzehnt eröffneten zweidimensionale Materialien mit großer Oberfläche sowie einzigartigen chemischen und physikalischen Eigenschaften neue Möglichkeiten für viele Bereiche einschließlich elektrochemischem Sensing, Energiespeicherung und Elektronik [20]. Im Hinblick auf elektrochemisches Sensing zeigen Nanokomposite verschiedener 2D-Materialien und Katalysatoren klare Vorteile gegenüber traditionellen Katalysatoren. Die synergistische Kopplung zwischen diesen Materialien, nämlich Synergieeffekte, kann zu einer deutlichen Steigerung der katalytischen Aktivität führen [21]. Eine Vielzahl solcher Nanokomposite, insbesondere solche auf Basis von Graphen oder Graphenderivaten, wurden entwickelt und auf enzymfreie Glukosesensoren angewendet. Schichtförmiges MoS₂ wird ähnliche Vorteile besitzen, da es die Materialeigenschaften von Graphen teilt. Insbesondere besitzen MoS₂-Nanoschichten eine große Anzahl von Kanten, die – ähnlich wie funktionalisierte Graphenschichten – als aktive Stellen für katalytische Reaktionen fungieren [22, 23].

Tatsächlich synthetisierten Huang et al. MoS₂-Nanoblumen durch eine hydrothermale Methode [24]. Eine mit MoS₂-Nanoblumen und Chitosan/Au-Nanopartikel-Kompositen modifizierte Glaskohleelektrode zeigte eine deutliche Überpotenzialreduktion für die Bisphenol-A-Oxidation. Der Nanokomposit-Sensor zeigte eine effiziente elektrokatalytische Oxidation von Bisphenol A, belegt durch den signifikant erhöhten Strom in den Cyclovoltammogrammen. Ein guter linearer Detektionsbereich von 0,05 bis 100 µM wurde für die Bisphenol-A-Detektion erzielt. Auch ein sehr niedriger Detektionslimit von 5 nM wurde geschätzt. Diese Arbeit demonstrierte klar die exzellente elektrokatalytische Aktivität und Synergieeffekte von Au/MoS₂-Nanokompositen. Ähnlich wurden MoS₂-basierte Nanokomposite für enzymfreie Glukosedetektion verwendet. MoS₂-Blüten mit großer Oberfläche wurden durch eine hydrothermale Methode unter Verwendung von Cetyltrimethylammoniumbromid (CTAB) als Tensid synthetisiert [25]. Die Morphologie der Mikroblüten kann durch den pH-Wert der Reaktionslösung, die CTAB-Konzentration und die Glühtemperatur kontrolliert werden. Die bei 500 °C geglühten MoS₂-Mikroblüten zeigten gute Kristallinität und damit verbesserten Ladungstransfer. Interessanterweise zeigten elektrochemische enzymfreie Glukosesensing-Tests, dass die MoS₂-Mikroblüten-Elektrode ohne Funktionalisierung eine hohe Empfindlichkeit von 570,71 µA mM⁻¹ cm⁻² bieten kann. Zudem zeigt der Sensor einen weiten linearen Detektionsbereich von bis zu 30 mM.

Die Synergieeffekte von MoS₂-Katalysatoren, die mit Fremdmetallen wie Cu, Ni, Co und Fe dotiert oder hybridisiert sind, gelten auch für die verbesserte elektrokatalytische Oxidation von Glukose. Huang et al. gelang es, die Vorteile der starken elektrokatalytischen Aktivität von Kupfer für Glukoseoxidation und der großen Oberfläche sowie aktiven Kantenstellen von MoS₂-Nanoschichten zu kombinieren [26]. Die mit Cu-Nanopartikeln dekorierten MoS₂-Nanoschichten zeigten elektrokatalytische Aktivität gegenüber Glukoseoxidation. Eine hohe Empfindlichkeit von 1055 µA mM⁻¹ cm⁻² und ein linearer Detektionsbereich von bis zu 4 mM wurden für den Cu/MoS₂-Nanokomposit-Glukosesensor berichtet. Die Empfindlichkeit verdoppelte nahezu den Wert, der von der MoS₂-Mikroblüten-Elektrode gemessen wurde. Der Sensor zeigte auch gute Selektivität bei der Detektion von Glukose gegenüber Harnsäure, Ascorbinsäure und Dopamin. Der Interferenzstrom durch diese Chemikalien beträgt nur etwa 2,1–5,2 % des Stroms von Glukose, und ein so niedriger Interferenzpegel kann bei physiologischen Konzentrationen als vernachlässigbar betrachtet werden.

Ein weiterer attraktiver Kandidat ist Nickel (Ni), das ausgiebig für Ni/Graphen-Hybride untersucht wurde. Ähnlich wie Cu ist Ni ein reichlich vorhandenes Metall. Das Redox-Paar Ni³⁺/Ni²⁺ bietet eine beeindruckende katalytische Aktivität in alkalischen Medien. Daher verwendeten Huang et al. MoS₂-Nanoschichten als Katalysatorträger zur Immobilisierung von Ni-Nanopartikeln [27]. MoS₂-Nanoschichten wurden aus MoS₂-Pulver in Ethanol/Wasser-Gemischlösungsmittel durch Flüssigexfoliation synthetisiert. Ni-Nanopartikel wurden auf MoS₂-Nanoschichten durch Erhitzen einer MoS₂-Nanoschicht-Ethylenglykol-Lösung bei 60 °C für 1 h nach Zugabe von NiCl₂·6H₂O-Vorläufer sowie N₂H₄·H₂O- und NaOH-Lösungen reduziert. Eine Glukose-Sensorelektrode wurde durch Abscheidung des Ni-MoS₂-Hybrids auf einer Glaskohleelektrode hergestellt. Das Cyclovoltammogramm der Ni/MoS₂-Hybrid-modifizierten Elektrode zeigte deutlich Glukoseoxidation mit höherem Strom als eine Ni-modifizierte Referenzelektrode. Die verbesserte elektrokatalytische Aktivität wurde auf mehr aktive Stellen auf MoS₂-Nanoschichten sowie reduzierte Ni-Nanopartikel-Aggregation auf einem 2D-Materialträger zurückgeführt. Die amperometrischen Ergebnisse bestätigten einen guten linearen Detektionsbereich von bis zu 4 mM, eine hohe Empfindlichkeit von 1824 µA mM⁻¹ cm⁻² und ein niedriges Detektionslimit von 0,31 µM bei einem Signal/Rausch-Verhältnis von 3 (S/N = 3). Im Vergleich zum Cu/MoS₂-Nanokomposit-Glukosesensor gibt es eine weitere Verbesserung der Empfindlichkeit durch Ni/MoS₂-Nanokomposite. Der Einfluss von Interferenzspezies, einschließlich Dopamin, Ascorbinsäure und Harnsäure, auf die Glukosedetektion war ebenfalls marginal. Wichtiger noch, der Sensor zeigte gute Reproduzierbarkeit und hohe Stabilität. Eine vernachlässigbare Reduktion von 3,4 % in der Sensorantwort wurde nach 4-wöchiger Umgebungslagerung gemessen. Zusätzlich berichteten Anderson et al. über einen hochempfindlichen nicht-enzymatischen Glukose-Biosensor durch Einbindung kolloidaler Silbernanopartikel in MoS₂ [28]. Die Einführung von Ag-Nanopartikeln diente der Behebung der intrinsisch schlechten Leitfähigkeit von MoS₂. Eine exzellente Empfindlichkeit von 9044,6 µA mM⁻¹ cm⁻² und ein niedriges Detektionslimit von 0,03 µM wurden berichtet. Allerdings ist der lineare Detektionsbereich nur bis 1 mM.

Die elektrokatalytischen Aktivitäten von MoS₂ können durch Hybridisierung mit Graphen weiter verbessert werden. Die niedrige intrinsische Leitfähigkeit von MoS₂ untergräbt seine hohe katalytische Aktivität. Der Ladungstransfer zwischen MoS₂-Nanomaterialien ist in elektrochemischen Reaktionen oder allgemeinen elektronischen Anwendungen langsam. Andererseits hat Graphen eine überlegene elektrische Leitfähigkeit und kann als sofortige Lösung für den langsamen Elektronentransport in MoS₂-Nanomaterialien dienen [29]. Jeong et al. fertigten dreidimensionale (3D) MoS₂/Graphen-Aerogel-Nanokomposite durch eine One-Pot-hydrothermale Methode [13]. Obwohl verbesserte elektrokatalytische Aktivitäten durch die 3D-poröse Struktur im Vergleich zur 2D-Referenzprobe beobachtet wurden, verkomplizierte der Einsatz von Glucose-Oxidase die Fertigung und stand vor denselben Problemen enzymatischer Sensoren. Geng et al. synthetisierten Ni-dotierte MoS₂-Nanopartikel, die auf reduziertem Graphenoxid (Ni-MoS₂/rGO) dekoriert waren, durch eine einfache und skalierbare Methode [30]. Wie in Abb. 1a gezeigt, wurde Graphenoxid, synthetisiert nach der Hummers-und-Offeman-Methode, mit CH₃COOH und deionisiertem Wasser gemischt. Eine Ni-Mo-Vorläuferlösung wurde durch Zugabe von (NH₄)₂MoS₄ und Ni(CH₃COO)₂·4H₂O mit verschiedenen Molverhältnissen in die Graphenoxid-Lösung hergestellt. Die Ni-MoS₂/rGO-Suspension wurde nach Zentrifugation und Trocknung bei 80 °C erhalten. Die gesammelte Ni-MoS₂/rGO-Suspension wurde dann 4 h bei 600 °C in N₂-Atmosphäre gekalziniert. Die erhaltenen Ni-MoS₂/rGO-Nanokomposite wurden für nicht-enzymatisches Glucosesensing verwendet. Abb. 1b zeigt die amperometrische Antwort einer mit Ni-MoS₂/rGO-Nanokompositen modifizierten Sensorelektrode auf die sukzessive Zugabe von Glukoselösung. Ein deutlicher Stromanstieg wurde nach jeder Glukosezugabe beobachtet. Zusätzlich zeigt der Einschnitt in Abb. 1b, dass der Sensor auf eine Glukosekonzentration von nur 5 µM reagieren konnte. Der extrahierte Stromsignal als Funktion der Glukosekonzentration ist in Abb. 1c dargestellt, was einen breiten linearen Detektionsbereich des Sensors von 0,005–8,2 mM zeigt, der den typischen menschlichen Blutzuckerspiegel gut abdeckt. Die berechnete Empfindlichkeit und das Detektionslimit betragen 256,6 µA mM⁻¹ cm⁻² bzw. 2,7 µM (S/N = 3). Obwohl Empfindlichkeit und Detektionslimit des Sensors deutlich niedriger sind als bei den früheren, ist der lineare Detektionsbereich deutlich verbessert. Die Arbeit berichtete weiter über verbesserte Elektronentransportraten und elektrokatalytische Aktivität mit einem Diffusionskoeffizienten von 1,83 × 10⁻³ cm² s⁻¹ und katalytischen Ratekonstanten von 6,26 × 10⁵ cm³ mol⁻¹ s⁻¹ durch Verwendung der Ni-MoS₂/rGO-Komposite. Wie in Abb. 1d gezeigt, bleibt die Stromantwort des Sensors auf 1 mM Glukose bei trockener Lagerung fast 15 Tage lang unverändert, was gute Stabilität zeigt. Der Einfluss häufiger Interferenzchemikalien, NaCl, Dopamin, Harnsäure, Ascorbinsäure und V_B, wurde ebenfalls untersucht. Die Ergebnisse sind in Abb. 1e dargestellt, und der Einfluss dieser Chemikalien auf den Signalstrom ist marginal. Die Stromänderung durch 0,1 mM NaCl, Dopamin, Harnsäure, Ascorbinsäure und V_B, eine typische Konzentration der Interferenzchemikalien im normalen Serum, beträgt nur 0,76 %, 2,77 %, 6,03 %, 0 %, 2,51 % und 0,63 % der Stromantwort auf 2,5 mM Glukose. Schließlich demonstrierte die Arbeit eine gute Übereinstimmung zwischen der mit dem Ni-MoS₂/rGO-Sensor gemessenen Konzentration und den gemeldeten Krankenhauswerten, was das große Potenzial der Sensoren für praktische Anwendungen zeigt [30].

a Schematische Darstellung der Synthese von Ni-MoS₂/rGO-Kompositen. b Amperometrische Antwort eines Ni-MoS₂/rGO-Sensors auf sukzessive Glukosezugabe. c Extrahiertes Antwortsignal bei verschiedenen Glukosekonzentrationen. d Stabilitätstest des Sensors durch amperometrische Messung über 15 Tage. e Vergleich der amperometrischen Antworten von 2,5 mM Glukose und 0,1 mM Interferenzchemikalien. Nachgedruckt aus [25], Copyright 2017, mit Genehmigung von Elsevier

Eine alternative Möglichkeit zur Verbesserung des Ladungstransfers in MoS₂-Nanokompositen ist die Hybridisierung mit einem weiteren hochleitfähigen und biokompatiblen Kohlenstoffmaterial, Kohlenstoffnanoröhren (CNTs). Gleichzeitig kann dieser Ansatz die Wiederstapelung von MoS₂-Nanomaterialien effektiv begrenzen und dadurch mehr aktive Reaktionsstellen bereitstellen. CNTs wurden ebenfalls breit in 3D-Strukturen synthetisiert und in Energiespeicherung, Energieernte, Sensing usw. angewendet [31,32,33]. Li et al. bereiteten 3D-Nanokomposite aus MoS₂-Nanoschichten, die mit Kobaltioxid-Nanopartikeln und CNTs hybridisiert waren, her [34]. Die Kobaltoxid-Nanopartikel dienten zur Verbesserung der elektrokatalytischen Aktivitäten und die CNTs zur Verbesserung der Leitfähigkeit. Die zur Synthese der Co-MoS₂/CNT-Nanokomposite verwendete One-Pot-hydrothermale Methode ist in Abb. 2a kurz dargestellt. Ein Gemisch aus CNTs, 0,1 mmol Co(CH₃COO)₂·4H₂O, 1,35 mmol Na₂MoO₄ und 7,5 mmol L-Cystein wurde in einen Teflon-ausgekleideten Edelstahl-Autoklaven überführt und bei 180 °C für 24 h gehalten. Das Produkt wurde dann abgekühlt, zentrifugiert und mit deionisiertem Wasser und absolutem Ethanol gespült. Die gereinigten Co-MoS₂/CNT-Nanokomposite wurden schließlich 6 h bei 60 °C in einem Vakuumofen getrocknet. Rasterelektronenmikroskopie (SEM) und Transmissionselektronenmikroskopie (TEM) Bilder der Co-MoS₂/CNT-Nanokomposite sind in Abb. 2b, c gezeigt. Typische 3D-gebündelte CNTs mit Durchmessern von etwa 20 nm wurden beobachtet. Das TEM-Bild zeigt deutlich die hohlen CNTs, die an MoS₂-Nanoschichten gebunden sind. Eine solche Struktur dient als hochleitfähige Matrix zur Unterstützung von MoS₂-Nanoschichten und Immobilisierung von Co-Nanopartikeln. Solch dicht gepackte Co-MoS₂/CNT-Nanokomposite bieten nicht nur eine gute Menge an katalytisch aktiven Kanten, sondern ermöglichen auch effizienten Ladungstransfer während der Reaktionen. Wichtiger noch, die dicht gepackte Co-MoS₂/CNT-Struktur und der ziemlich große Schichtabstand von 0,65 nm für MoS₂ (größer als 0,34 nm für CNTs) unterdrücken die Wiederstapelung des MoS₂/CNT-Komposits effektiv. Typische Cyclovoltammetrie- und amperometrische Messungen wurden durchgeführt, um die Leistung des enzymfreien Sensors aus Co-MoS₂/CNT-Nanokompositen zu prüfen. Die amperometrischen Antworten der Co-MoS₂/CNT-Sensorelektrode (gemessen bei 0,65 V vs. Ag/AgCl) mit sukzessiver Glukosezugabe sind in Abb. 2d dargestellt. Ein deutlicher stufenweiser Anstieg des Antwortstroms auf Glukosezugabe wurde beobachtet. Ein guter linearer Detektionsbereich wurde bis 5,2 mM erreicht, wie in Abb. 2e gezeigt. Die berechnete Empfindlichkeit beträgt 131,69 µA mM⁻¹ cm⁻². Trotz der relativ niedrigen Empfindlichkeit wurde ein extrem niedriges Detektionslimit von 80 nM aus Abb. 2f erhalten (S/N = 3).

a Schematisches Diagramm der hydrothermalen Assemblierung von Co-MoS₂/CNTs. b SEM- und c TEM-Bilder der synthetisierten Co-MoS₂/CNTs. d Amperometrische Antworten des Co-MoS₂/CNT-Sensors auf sukzessive Glukosezugabe. e Extrahiertes Antwortsignal bei verschiedenen Glukosekonzentrationen. f Amperometrische Kurve des Co-MoS₂/CNT-Sensors auf 80 nM Glukose. Nachgedruckt aus [29], Copyright 2019, mit Genehmigung von Elsevier

Ähnlich wie die Synergieeffekte, die von Metall-2D-Material-Hybriden gezeigt werden, haben auch bimetallische Legierungen und Nanostrukturen verbesserte katalytische Leistung gezeigt und gutes Potenzial für viele Anwendungen, einschließlich Sensing [35], Energieernte [36, 37] usw. Li et al. synthetisierten kürzlich Au-Pd-bimetallische Nanopartikel für nicht-enzymatische Wasserstoffperoxid- und Glukosedetektion [5]. Die Fertigung der Au-Pd/MoS₂-Sensorelektrode ist in Abb. 3a illustriert. Die MoS₂-Nanoschichten wurden durch Flüssigexfoliation hergestellt. Au-Pd-bimetallische Nanopartikel wurden durch chemische Reduktion synthetisiert. Die hergestellten Au-Pd/MoS₂-Nanokomposite wurden dann auf einer Glaskohleelektrode für chemisches Sensing abgeschieden. Wie in Abb. 3b gezeigt, wurden gute Stromstufen bei sukzessiver Glukosezugabe beobachtet. Der gemessene lineare Detektionsbereich von 0,5–20 mM liegt weit über dem normalen menschlichen Blutzuckerspiegel (Abb. 3c). Anstatt konventionelle bimetallische Nanopartikel zu verwenden, die oft aus teuren Metallen bestehen, entwarfen Ma et al. ein Goldnanopartikel-Polypyrrol (PPY) ko-dekoriertes MoS₂-Nanokomposit [38]. Metall/leitfähige Polymer-Hybride sollen auch die Oberfläche und Leitfähigkeit einer Sensorelektrode verbessern. Zudem kann der Einsatz leitfähiger Polymere die Kosten elektrochemischer Sensoren weiter senken. Die gefertigte MoS₂-PPY-Au/Glaskohleelektrode zeigte eine unglaublich niedrige Detektion von 0,08 nM, nahezu interferenzfreie Selektivität und lange Stabilität über 3 Wochen. Allerdings beträgt die Sensorempfindlichkeit nur 37,35 µA·µM⁻¹·cm⁻² und der Detektionsbereich ist eher begrenzt (0,1–80 nM).

a Illustration der Synthese von Au-Pd/MoS₂-Nanokompositen und Assemblierung auf einer Glaskohleelektrode für nicht-enzymatisches elektrochemisches Sensing von H₂O₂ und Glukose. b Amperometrische Antworten des Au-Pd/MoS₂-Nanokomposit-Sensors auf sukzessive Glukosezugabe. c Extrahiertes Antwortsignal bei verschiedenen Glukosekonzentrationen. Nachgedruckt aus [5], Copyright 2017, mit Genehmigung von Elsevier

Zusätzlich zu Metallen wurden auch Metalloxide mit hoher katalytischer Aktivität für verbesserte elektrochemische Katalyse versucht. Abgesehen von ihrer hohen elektrokatalytischen Aktivität ist der niedrige Preis von Metalloxiden ein weiterer Vorteil, der für kostengünstige elektrochemische Sensoren nicht genug betont werden kann. Unter verschiedenen Metalloxiden sind Cu₂O-Nanomaterialien mit verschiedenen Morphologien vielversprechend für Katalyse in verschiedenen Anwendungen. Fang et al. untersuchten MoS₂, dekoriert mit Cu₂O-Nanopartikeln, für nicht-enzymatisches Glucosesensing [39]. Die amperometrischen Messungen der Cu₂O/MoS₂-Hybrid-modifizierten Elektrode zeigen einen guten linearen Bereich von 0,01 bis 4 mM. Der extrahierte Detektionslimit beträgt etwa 1 µM. Die Empfindlichkeit wurde mit 3108,87 µA mM⁻¹ cm⁻² berechnet, was höher ist als bei den meisten MoS₂-basierten nicht-enzymatischen Glukosesensoren. Die Ergebnisse zeigen auch ein gutes Potenzial von Metalloxiden für kostengünstige nicht-enzymatische Glukosesensoren. Der Vergleich der enzymfreien Glukose-Biosensoren basierend auf MoS₂-Nanokompositen ist in Tabelle 1 dargestellt.

Hochempfindliche Glukosedetektion mit MoS₂-Feldeffekttransistoren

MoS₂-Feldeffekttransistoren (FETs) besitzen eine Reihe von Vorteilen, wie hohes Schaltstromverhältnis, niedriger Leckstrom, kleiner Subschwellenhub und hohe Mobilität [41, 42]. Dank seiner exzellenten elektronischen Eigenschaften und mechanischen Robustheit zeigen MoS₂-Transistoren gutes Potenzial für energiesparende, kostengünstige und tragbare Elektronik [43, 44]. Biosensoren, Photodetektoren, Gassensoren und ihre flexiblen Pendants auf Basis von MoS₂-Transistoren wurden kürzlich berichtet [45]. Die Vorteile von MoS₂-Transistoren machen diese Sensoren hochempfindlich, stromsparend, tragbar usw. MoS₂-FETs wurden als verschiedene Sensoren für Feuchtigkeit, H₂O₂, NO, NO₂, NH₃, DNA usw. berichtet [46,47,48,49]. Shan et al. berichteten über den ersten MoS₂-basierten Feldeffekttransistor zur Glukosedetektion [40]. Wie in Abb. 4a gezeigt, wurde ein Back-Gate-MoS₂-FET auf einem SiO₂/Si-Substrat gefertigt. Quellen- und Drainelektroden wurden durch Photolithografie und Elektronenstrahllithografie strukturiert. Au/Ni (70 nm/10 nm) Kontakte wurden durch Verdampfung abgeschieden. Es sei angemerkt, dass das MoS₂-Kanalmaterial von etwa 2 µm × 3 µm mechanisch exfoliiert und auf die vorstrukturierten Elektroden übertragen wurde, wie in Abb. 4b dargestellt. Der gefertigte Transistor wurde in eine Probenzelle gelegt und getestet.

a Schematische Darstellung des Back-Gate-MoS₂-Transistors. b Optisches Mikroskopbild des MoS₂-Kanalmaterials zwischen Quellen- und Drainelektroden. c Echtzeit-Stromantworten auf verschiedene Glukosekonzentrationen. d Der Antwortstrom I_ds des MoS₂-FETs als Funktion der Glukosekonzentrationen, von 0 bis 30 mM. Der Einschnitt zeigt den Antwortstrom für niedrigere Glukosekonzentrationen, von 0 bis 1,0 µM. Nachgedruckt unter CC BY-NC 3.0 aus [44]

Die gemessenen I_ds–V_ds Kurven mit verschiedenen Konzentrationen von Glukoselösungen zeigten eindeutig Zunahmen des Quellen-Drain-Stroms mit steigender Glukosekonzentration. Es sei angemerkt, dass GO_x-Enzym der Glukosekonzentration zugesetzt wurde. Daher ist das Sensing nicht vollständig enzymfrei. Der erhöhte Kanalstrom bei steigender Glukosekonzentration wurde der enzymatischen Glukoseoxidation zugeschrieben. Die dabei entstehenden Elektronen wurden in den n-Typ-MoS₂-Kanal transferiert und erhöhten somit dessen Leitfähigkeit. Zur Veranschaulichung der Sensorantwort auf Glukose wurde eine Echtzeit-I_ds-Messung mit sukzessiver Zugabe verschiedener Glukosekonzentrationen durchgeführt, wie in Abb. 4c gezeigt. Die Messungen begannen mit einer reinen PBS-Lösung, und jede Minute wurde eine Lösung mit 1 mM mehr Glukose als die vorherige hinzugefügt. Der Quellen-Drain-Strom als Antwort auf verschiedene Glukosekonzentrationen ist in Abb. 4d dargestellt. Deutlich zeigt der MoS₂-FET-Sensor einen sehr großen linearen Bereich für die Glukosedetektion, bis zu 30 mM. Die Tests wurden für niedrige Glukosekonzentrationen wiederholt, um das Detektionslimit und die Empfindlichkeit des MoS₂-FET-Sensors zu ermitteln. Wie im Einschnitt von Abb. 4d gezeigt, kann der Sensor die Anwesenheit von Glukose mit einer Konzentration von nur 300 nM eindeutig detektieren. Die Empfindlichkeit des MoS₂-FET-Glukose-Biosensors berechnet sich zu 260,75 mA mM⁻¹. Neben hoher Empfindlichkeit und niedrigen Detektionsgrenzen zeigte das Gerät auch hohe Stabilität für bis zu 45 Tage. Allerdings muss das aktuelle Gerät die Zugabe von GO_x-Enzym in der zu testenden Glukoselösung beinhalten, was es für tragbare Anwendungen weniger praktisch macht.

Schlussfolgerungen und Perspektiven

Diese Mini-Übersicht stellt die jüngsten Anstrengungen zur Entwicklung enzymfreier Biosensoren auf Basis von MoS₂-Nanokompositen vor. Diese Publikationen präsentierten alle einfache und kostengünstige Wege zu hochleistungsfähigen Glukosesensoren in Bezug auf Empfindlichkeit, linearen Detektionsbereich und Detektionslimit. Diese Studien eröffnen zweifellos neue Möglichkeiten für kostengünstige und empfindliche Glukosesensoren. Die Fortschritte hängen weitgehend von den jüngsten Fortschritten in der Synthese neuartiger Nanokomposite aus 2D-Materialien, metallischen Nanomaterialien und katalytischen Oxidnanopartikeln ab. Es ist zu erwarten, dass weitere Anstrengungen in diese Richtung investiert werden, und die gesammelte Erfahrung ist für zukünftige Studien zu verwandten Materialien für Sensing-Anwendungen von großem Nutzen.

Gleichzeitig muss man jedoch erkennen, dass für klinische oder andere praktische Anwendungen noch viele Anstrengungen erforderlich sind. Die Stabilität und Reproduzierbarkeit dieser Geräte müssen noch verbessert werden. Bisher wurden nur begrenzte Lagerzeiten oder Trockenbedingungen verwendet. Zweitens sind die chemischen Synthesemethoden einfach und kostengünstig, aber ob die Methoden skalierbar sind, bleibt unklar. Neue Techniken wie Tintenstrahldruck könnten für die reproduzierbare großflächige Fertigung von Sensoren eingesetzt werden. Obwohl MoS₂-basierte elektrochemische Sensoren eine wettbewerbsfähige Leistung im Vergleich zu kohlenstoffbasierten Pendants zeigen, sind die Vorteile, z. B. katalytische Kantenstellen von MoS₂, nicht substanziell. Es gibt eindeutig viel Raum, die einzigartigen Eigenschaften von MoS₂ für weitere Verbesserungen im nicht-enzymatischen Glucosesensing wirklich zu nutzen. Darüber hinaus ist die Entwicklung flexibler Glukose-Biosensoren auf Basis von MoS₂-Nanokompositen wichtig für flexibles Sensing im Gesundheitswesen und sollte auf dem Markt wettbewerbsfähiger sein, was sicherlich ein Forschungsschwerpunkt in der Zukunft werden wird.

Schließlich zeigen MoS₂-FET-basierte Sensoren exzellente Leistung bei der Glukosedetektion. Angesichts der jüngsten Entwicklung von MoS₂-FETs scheint diese Richtung sehr vielversprechend für die Entwicklung kostengünstiger Glukosesensoren und anderer Arten von chemischen Sensoren. Es sollte nochmals betont werden, dass die aktuelle Arbeit zu MoS₂-FET-Glukosesensoren nur mit GO_x-dotierter Glukoselösung funktionsfähig war. Zukünftige Arbeiten müssen Alternativen finden, um den Einsatz von GO_x zu vermeiden, für eine praktischere Bereitstellung von MoS₂-FET-Glukosesensoren.

Verfügbarkeit von Daten und Materialien

Nicht zutreffend.

Abkürzungen

2D:

Zweidimensional

3D:

Dreidimensional

CNT:

Kohlenstoffnanoröhren

CTAB:

Cetyltrimethylammoniumbromid

FETs:

Feldeffekttransistoren

GO_x:

Glucose-Oxidase

Initialen:

Vollständiger Name

MoS₂:

Molybdändisulfid

Ni:

Nickel

SEM:

Rasterelektronenmikroskopie

TEM:

Transmissionselektronenmikroskopie

TMDs:

Übergangsmetall-Dichalkogenide