Biosenseurs de glucose sans enzyme à base de nanocomposites de MoS₂ : une approche de pointe

Résumé

Les biosenseurs de glucose à haute performance sont très demandés pour la santé. Pour répondre à ces besoins, les biosenseurs de glucose, en particulier les biosenseurs sans enzyme, ont reçu beaucoup d'attention. Les matériaux bidimensionnels, comme le graphène, avec leur grande surface spécifique, leurs excellentes propriétés électriques et leur bonne biocompatibilité, ont été le principal objet de recherche sur les biosenseurs au cours de la dernière décennie. Cette revue présente les progrès récents réalisés dans les biosenseurs de glucose sans enzyme basés sur des nanocomposites de MoS₂. Deux techniques différentes pour la détection du glucose sont introduites, avec un accent sur les biosenseurs électrochimiques. Les défis et perspectives futures des biosenseurs de glucose à base de nanocomposites de MoS₂ sont également discutés.

Introduction

La concentration de glucose dans le sang humain est un indicateur de santé important. Par exemple, les personnes en bonne santé ont généralement un taux de glucose sanguin autour de 3,9-6,1 mM (1 mM = ∼ 18 mg/dL), et des concentrations en dehors de cette plage peuvent indiquer une dysfonction rénale, le diabète, etc. [1]. Poussé par la demande croissante en soins de santé, de nombreux efforts ont été consacrés aux biosenseurs de glucose enzymatiques basés sur la glucose oxydase (GOₓ) depuis le rapport de l'électrode enzymatique par Updike et Hicks en 1967 [2]. Malgré la simplicité, l'efficacité, la haute sensibilité et la sélectivité des biosenseurs enzymatiques, deux défis majeurs, à savoir le coût élevé et l'instabilité, ne peuvent toujours pas être résolus de manière satisfaisante. Cela est dû au fait que les capteurs enzymatiques utilisent des enzymes, comme la GOₓ, pour détecter le glucose indirectement, ce qui implique souvent des catalyseurs coûteux et une construction de dispositif complexe, et donc un coût relativement élevé [3, 4]. De plus, des enzymes comme la GOₓ sont vulnérables à la température, l'humidité, le pH et les produits chimiques non physiologiques en raison de leur instabilité thermique et chimique intrinsèque [5, 6]. L'immobilisation de la GOₓ sur une surface d'électrode ajoute souvent une autre couche de difficulté dans la fabrication de capteurs enzymatiques avec une bonne stabilité et reproductibilité [7, 8].

Grâce au développement de l'Internet des objets, des capteurs à faible coût et à haute fiabilité ont attiré une attention croissante. Dans la poursuite de capteurs de glucose répondant à ces exigences, les biosenseurs électrochimiques sans enzyme ont gagné en popularité en raison de plusieurs avantages, notamment la simplicité, la haute sensibilité et la stabilité [9-12]. Les biosenseurs électrochimiques sans enzyme détectent directement le glucose par oxydation électrocatalytique, ce qui évite l'utilisation d'enzymes coûteuses et améliore la stabilité dans des conditions ambiantes. De tels biosenseurs devraient ouvrir de nouvelles opportunités pour l'intégration avec des dispositifs portables et la détection de glucose en temps réel [13]. La clé pour réaliser des capteurs de glucose sans enzyme pratiques est l'utilisation de catalyseurs peu coûteux, fiables, biocompatibles et abondants. À cet effet, les nanocomposites, par exemple les composites de matériaux bidimensionnels et de nanoparticules, ont été largement adoptés comme matériaux d'électrode de biosenseur [14]. En particulier, la bioélectronique basée sur des matériaux bidimensionnels (2D) devient un nouveau domaine interdisciplinaire passionnant, en raison de nombreuses propriétés physiques et chimiques uniques des matériaux 2D, notamment une grande surface spécifique, une excellente conductivité et une synthèse aisée. Par exemple, la grande surface spécifique des matériaux 2D permet une fonctionnalisation de surface facile par hybridation. La haute conductivité permet un transfert et une collecte de charge efficaces dans les matériaux 2D. Parmi divers matériaux 2D, le graphène et ses dérivés sont indubitablement le matériau le plus étudié dans les biosenseurs [15]. Un autre type de matériaux 2D largement exploré en électronique et optoélectronique montre également des mérites en tant que matériaux bioélectroniques. Les dichalcogénures de métaux de transition (DMT), en particulier le disulfure de molybdène (MoS₂), possèdent des avantages similaires de grande surface spécifique, d'inertie chimique et de fonctionnalité de surface. L'intercalation d'ions ou de molécules étrangères dans les nano-feuilles de DMT peut être facilement réalisée compte tenu de leur structure atomique unique [16]. Une propriété importante qui distingue le MoS₂ des autres matériaux 2D est son activité catalytique élevée due aux bords exposés [13]. Cependant, l'inconvénient du MoS₂ est aussi évident. Comparé au graphène, les feuillets 2D de MoS₂ ont une conductivité électrique beaucoup plus faible. Le réempilement des nano-feuilles de MoS₂ limite davantage le transfert de charge ainsi que les sites de réaction actifs.

Des efforts marginaux ont été faits dans les capteurs de glucose sans enzyme basés sur le MoS₂ 2D jusqu'aux toutes dernières années. La mauvaise performance des dispositifs électrochimiques à base de MoS₂ a été bien gérée par un certain nombre de méthodes qui ont résolu avec succès la faible conductivité intrinsèque. Quelques biosenseurs électrochimiques de glucose à base de MoS₂ ont été rapportés avec des performances dépassant celles de leurs homologues en graphène [17]. En plus des biosenseurs électrochimiques, des méthodes non électrochimiques à faible coût ont également été récemment étudiées pour le MoS₂ 2D, en tirant parti des progrès du MoS₂ en électronique et optoélectronique [18]. Dans cette revue, nous résumons les avancées récentes dans les biosenseurs de glucose à base de MoS₂. Une attention particulière est accordée aux biosenseurs électrochimiques de glucose à base de MoS₂, décrits dans la section « Biosenseurs électrochimiques de glucose basés sur nanocomposites de MoS₂ ». Dans la section « Détection de glucose à haute sensibilité utilisant des transistors à effet de champ à base de MoS₂ », les transistors à effet de champ à base de MoS₂ pour la détection de glucose sont brièvement introduits. Enfin, la conclusion et les perspectives futures des biosenseurs de glucose à base de nanocomposites de MoS₂ sont présentées.

Biosenseurs électrochimiques de glucose basés sur nanocomposites de MoS₂

Depuis quelques décennies, les métaux ou alliages ont été les principales options de catalyseurs pour l'oxydation électrocatalytique directe du glucose [19]. Au cours de la dernière décennie, les matériaux bidimensionnels avec une grande surface spécifique ainsi que des propriétés chimiques et physiques uniques ouvrent de nouvelles opportunités pour de nombreux domaines, y compris la détection électrochimique, le stockage d'énergie et l'électronique [20]. En termes de biosenseur électrochimique, les nanocomposites de différents matériaux 2D et catalyseurs montrent des avantages clairs par rapport aux catalyseurs traditionnels. Le couplage synergique entre ces matériaux, à savoir les effets synergiques, peut conduire à une amélioration distincte de l'activité catalytique [21]. Un bon nombre de tels nanocomposites, en particulier ceux basés sur le graphène ou ses dérivés, ont été développés et appliqués aux capteurs de glucose sans enzyme. Le MoS₂ en couches est censé posséder des avantages similaires car il partage les propriétés matérielles du graphène. En particulier, les nano-feuilles de MoS₂ en couches possèdent un grand nombre de bords, qui, similaires aux feuillets de graphène fonctionnalisés, agissent comme sites actifs pour les réactions catalytiques [22, 23].

En effet, Huang et al. ont synthétisé des nano-fleurs de MoS₂ par une méthode hydrothermale [24]. Une électrode de carbone vitreux modifiée avec les nano-fleurs de MoS₂ et des composites de chitosane/nanoparticules d'or a montré une réduction distincte du surtension pour l'oxydation du bisphénol A. Le capteur nanocomposite a montré une oxydation électrocatalytique efficace du bisphénol A, comme en témoigne l'augmentation significative du courant dans les voltammogrammes cycliques. Une bonne plage de détection linéaire de 0,05 à 100 μM est obtenue pour la détection du bisphénol A. De plus, une limite de détection très faible de 5 nM est estimée. Ce travail a clairement démontré l'excellente activité électrocatalytique et les effets synergiques des nanocomposites Au/MoS₂. De même, des nanocomposites à base de MoS₂ ont été utilisés pour la détection de glucose sans enzyme. Des fleurs de MoS₂ avec une grande surface spécifique ont été synthétisées par une méthode hydrothermale en utilisant le bromure de cétyltriméthylammonium (CTAB) comme surfactant [25]. La morphologie des micro-fleurs peut être contrôlée par le pH de la solution de réaction, la concentration du surfactant CTAB et la température de recuit. Les micro-fleurs de MoS₂ obtenues à une température de recuit de 500 °C ont montré une bonne qualité cristalline et donc un transfert de charge amélioré. Fait intéressant, les tests de détection de glucose électrochimique sans enzyme ont montré que l'électrode de micro-fleurs de MoS₂ sans aucune fonctionnalisation peut offrir une haute sensibilité de 570,71 μA mM⁻¹ cm⁻². De plus, le capteur montre une large plage de détection linéaire jusqu'à 30 mM.

Les effets synergiques des catalyseurs de MoS₂ dopés ou hybridés par des métaux étrangers, tels que Cu, Ni, Co et Fe, sont également valables pour une catalyse électrochimique améliorée du glucose. Huang et al. ont réussi à combiner les avantages de l'activité électrocatalytique forte du cuivre pour l'oxydation du glucose et de la grande surface spécifique et des sites de bords actifs des nano-feuilles de MoS₂ [26]. Les nanoparticules de Cu décorées sur les nano-feuilles de MoS₂ ont montré une activité électrocatalytique envers l'oxydation du glucose. Une haute sensibilité de 1055 μA mM⁻² cm⁻² et une plage de détection linéaire jusqu'à 4 mM ont été rapportées pour le capteur de glucose nanocomposite Cu/MoS₂. La sensibilité a presque doublé la valeur mesurée à partir de l'électrode de micro-fleurs de MoS₂. Le capteur a également démontré une bonne sélectivité dans la détection du glucose contre l'acide urique, l'acide ascorbique et la dopamine. Le courant d'interférence causé par ces produits chimiques n'est que d'environ 2,1 à 5,2 % de celui du glucose, et un tel niveau de courant d'interférence faible peut être considéré comme négligeable à concentration physiologique.

Un autre candidat attrayant est le nickel (Ni), qui a été largement étudié pour les hybrides Ni/graphène. Similaire au Cu, le Ni est également un métal abondant dans la croûte terrestre. Le couple redox Ni³⁺/Ni²⁺ offre une activité catalytique impressionnante dans les milieux alcalins. Par conséquent, Huang et al. ont utilisé des nano-feuilles de MoS₂ comme support de catalyseur pour immobiliser des nanoparticules de Ni [27]. Les nano-feuilles de MoS₂ ont été synthétisées à partir de poudre de MoS₂ dans un mélange solvant éthanol/eau par exfoliation liquide. Les nanoparticules de Ni ont été réduites sur les nano-feuilles de MoS₂ en chauffant une solution de nano-feuilles de MoS₂-éthylène glycol à 60 °C pendant 1 h après l'ajout de précurseur NiCl₂·6H₂O et de solutions N₂H₄·H₂O et NaOH. Une électrode de capteur de glucose a été préparée en déposant l'hybride Ni-MoS₂ sur une électrode de carbone vitreux. Le voltammogramme cyclique de l'électrode modifiée par l'hybride Ni/MoS₂ a clairement révélé l'oxydation du glucose avec un courant plus élevé qu'une électrode de référence modifiée par Ni. L'activité électrocatalytique améliorée a été attribuée à plus de sites actifs sur les nano-feuilles de MoS₂ ainsi qu'à une agrégation réduite des nanoparticules de Ni sur un support de matériau 2D. Les résultats ampérométriques ont confirmé une bonne plage de détection linéaire jusqu'à 4 mM, une haute sensibilité de 1824 μA mM⁻¹ cm⁻², et une faible limite de détection de 0,31 μM à un rapport signal/bruit de 3 (S/N = 3). Comparé au capteur de glucose nanocomposite Cu/MoS₂, il y a une amélioration supplémentaire de la sensibilité en utilisant les nanocomposites Ni/MoS₂. L'impact des espèces interférentes, y compris la dopamine, l'acide ascorbique et l'acide urique, sur la détection du glucose a également été trouvé marginal. Plus important encore, le capteur a montré une bonne reproductibilité et une haute stabilité. Une réduction négligeable de 3,4 % de la réponse du capteur a été mesurée après stockage ambiant pendant 4 semaines. En outre, Anderson et al. ont rapporté un biosenseur de glucose non enzymatique hautement sensible en incorporant des nanoparticules d'argent colloïdal avec du MoS₂ [28]. L'introduction de nanoparticules d'Ag visait à résoudre la conductivité intrinsèque pauvre du MoS₂. Une excellente sensibilité de 9044,6 μA mM⁻¹ cm⁻² et une faible limite de détection de 0,03 μM ont été rapportées. Cependant, la plage de détection linéaire n'est que jusqu'à 1 mM.

Les activités électrocatalytiques du MoS₂ peuvent être encore améliorées en hybridant avec du graphène. La faible conductivité intrinsèque du MoS₂ sape son activité catalytique élevée. Les transferts de charge parmi les nanomatériaux de MoS₂ sont lents dans les réactions électrochimiques ou les applications électroniques générales. D'autre part, le graphène a une conductivité électrique supérieure et peut servir de solution immédiate au transport d'électrons lent dans les nanomatériaux de MoS₂ [29]. Jeong et al. ont fabriqué des nanocomposites d'aérogel 3D MoS₂/graphène par une méthode hydrothermale en une seule étape [13]. Bien que des activités électrocatalytiques améliorées aient été observées en utilisant la structure poreuse 3D par rapport à l'échantillon de référence 2D, l'utilisation de glucose oxydase a compliqué la fabrication et fait face aux mêmes problèmes que les capteurs enzymatiques. Geng et al. ont synthétisé des nanoparticules Ni-dopées MoS₂ décorées sur oxyde de graphène réduit (Ni-MoS₂/rGO) par une méthode facile et évolutive [30]. Comme montré dans la Fig. 1a, l'oxyde de graphène synthétisé par la méthode Hummers et Offeman a été mélangé avec CH₃COOH et de l'eau déionisée. La solution précurseur Ni-Mo a été préparée en ajoutant (NH₄)₂MoS₄ et Ni(CH₃COO)₂·4H₂O avec différents rapports molaires dans la solution d'oxyde de graphène. La suspension Ni-MoS₂/rGO a été obtenue après centrifugation et séchage à 80 °C. La suspension collectée de Ni-MoS₂/rGO a ensuite été calcinée pendant 4 h à 600 °C sous atmosphère N₂. Les nanocomposites Ni-MoS₂/rGO obtenus ont été utilisés pour la détection de glucose non enzymatique. La Fig. 1b montre la réponse ampérométrique d'une électrode de capteur modifiée par les nanocomposites Ni-MoS₂/rGO à l'addition successive de solution de glucose. Une augmentation claire du courant a été observée après chaque addition de glucose. De plus, l'encadré dans la Fig. 1b montre que le capteur était capable de répondre à une concentration de glucose aussi basse que 5 μM. Le signal de courant exact en fonction de la concentration de glucose est tracé dans la Fig. 1c, qui montre clairement une large plage de détection linéaire du capteur, 0,005-8,2 mM, couvrant bien le niveau typique de glucose sanguin humain. La sensibilité et la limite de détection calculées sont de 256,6 μA mM⁻¹ cm⁻² et 2,7 μM (S/N = 3), respectivement. Bien que la sensibilité et la limite de détection du capteur soient distinctement inférieures aux précédentes, la plage de détection linéaire est bien améliorée. Le travail a également rapporté des taux de transport d'électrons et une activité électrocatalytique améliorés avec un coefficient de diffusion de 1,83 × 10⁻³ cm² s⁻¹ et des constantes de vitesse catalytique de 6,26 × 10⁵ cm³ mol⁻¹ s⁻¹ en utilisant les composites Ni-MoS₂/rGO. Comme montré dans la Fig. 1d, lorsque le capteur était stocké dans des conditions sèches, sa réponse en courant à 1 mM de glucose reste presque inchangée pendant 15 jours, montrant une bonne stabilité. L'influence de produits chimiques d'interférence courants, NaCl, dopamine, acide urique, acide ascorbique et V_B, a également été examinée. Les résultats sont montrés dans la Fig. 1e, et l'impact de ces produits chimiques sur le courant de signal est marginal. Le changement de courant causé par 0,1 mM de NaCl, dopamine, acide urique, acide ascorbique et V_B, une concentration typique des produits chimiques d'interférence dans le sérum normal, n'est que de 0,76 %, 2,77 %, 6,03 %, 0 %, 2,51 % et 0,63 % de la réponse en courant à 2,5 mM de glucose. Finalement, le travail a démontré une bonne correspondance entre la concentration mesurée par le capteur Ni-MoS₂/rGO et les valeurs rapportées par l'hôpital, montrant un grand potentiel des capteurs pour des applications pratiques [30].

a Schéma de la synthèse des composites Ni-MoS₂/rGO. b Réponse ampérométrique d'un capteur Ni-MoS₂/rGO à l'addition successive de glucose. c Le courant de réponse extrait à différentes concentrations de glucose. d Test de stabilité du capteur par mesure ampérométrique pendant 15 jours. e Comparaison des réponses ampérométriques de 2,5 mM glucose et 0,1 mM produits chimiques d'interférence. Reproduit de [25], Copyright 2017, avec permission d'Elsevier

Une façon alternative d'améliorer le transfert de charge dans les nanocomposites de MoS₂ est d'hybrider avec un autre matériau carboné hautement conducteur et biocompatible, les nanotubes de carbone (CNT). Parallèlement, cette approche limite bien le réempilement des nanomatériaux de MoS₂, offrant ainsi plus de sites de réaction actifs. Les CNT ont également été largement synthétisés en structures 3D et appliqués dans le stockage d'énergie, la récupération d'énergie, la détection, etc. [31-33]. Li et al. ont préparé un nanocomposite 3D de nano-feuilles de MoS₂ hybridées avec des nanoparticules d'oxyde de cobalt et des CNT [34]. Les nanoparticules d'oxyde de cobalt ont été utilisées pour améliorer les activités électrocatalytiques et les CNT pour améliorer la conductivité. La méthode hydrothermale en une seule étape utilisée pour synthétiser les nanocomposites Co-MoS₂/CNT est brièvement montrée dans la Fig. 2a. Un mélange de CNT, 0,1 mmol Co(CH₃COO)₂ 4H₂O, 1,35 mmol Na₂MoO₄ et 7,5 mmol L-cystéine a été transféré dans une autoclave en acier inoxydable revêtue de Téflon et maintenu à 180 °C pendant 24 h. Le produit a ensuite été refroidi, centrifugé et rincé à l'eau déionisée et à l'éthanol absolu. Les nanocomposites Co-MoS₂/CNT nettoyés ont été finalement séchés dans un four sous vide à 60 °C pendant 6 h. Les images de microscopie électronique à balayage (MEB) et de microscopie électronique en transmission (MET) des nanocomposites Co-MoS₂/CNT sont montrées dans la Fig. 2b, c. Des CNT groupés 3D typiques avec des diamètres d'environ 20 nm ont été observés. L'image MET montre clairement les CNT creux attachés aux nano-feuilles de MoS₂. Une telle structure sert de matrice hautement conductrice pour soutenir les nano-feuilles de MoS₂ et immobiliser les nanoparticules de Co. De tels nanocomposites Co-MoS₂/CNT densément empilqués fournissent non seulement une bonne quantité de bords catalytiquement actifs, mais permettent également un transfert de charge efficace pendant les réactions. Plus important encore, la structure densément empilée Co-MoS₂/CNT et l'espacement inter-couche assez grand de 0,65 nm pour le MoS₂ (plus grand que celui de 0,34 nm pour les CNT) suppriment efficacement le réempilement du composite MoS₂/CNT. Des mesures typiques de voltammétrie cyclique et ampérométriques ont été effectuées pour examiner la performance du capteur sans enzyme fait de nanocomposites Co-MoS₂/CNT. Les réponses ampérométriques de l'électrode de détection Co-MoS₂/CNT mesurées (à 0,65 V vs. Ag/AgCl) avec l'addition successive de glucose sont montrées dans la Fig. 2d. Une augmentation distincte par paliers du courant de réponse à l'addition de glucose a été observée. Une bonne plage de détection linéaire a été atteinte jusqu'à 5,2 mM, comme montré dans les Fig. 2e. La sensibilité calculée est de 131,69 μA mM⁻¹ cm⁻². Malgré la sensibilité relativement faible, une limite de détection extrêmement faible de 80 nM a été obtenue (S/N = 3) à partir de la Fig. 2f.

a Schéma de l'assemblage hydrothermal des Co-MoS₂/CNT. b MEB et c MET des Co-MoS₂/CNT synthétisés. d Réponses ampérométriques du capteur Co-MoS₂/CNT à l'addition successive de glucose. e Le courant de réponse extrait à différentes concentrations de glucose. f Courbe ampérométrique du capteur Co-MoS₂/CNT à 80 nM glucose. Reproduit de [29], Copyright 2019, avec permission d'Elsevier

Similaire aux effets synergiques affichés par les hybrides métal-matériau 2D, les alliages bimétalliques et nanostructures ont également montré une performance catalytique améliorée et un bon potentiel pour de nombreuses applications, y compris la détection [35], la récupération d'énergie [36, 37], etc. Li et al. ont récemment synthétisé des nanoparticules bimétalliques Au-Pd pour la détection non enzymatique de peroxyde d'hydrogène et de glucose [5]. La fabrication de l'électrode de capteur Au-Pd/MoS₂ est illustrée dans la Fig. 3a. Les nano-feuilles de MoS₂ ont été préparées par exfoliation liquide. Les nanoparticules bimétalliques Au-Pd ont été synthétisées par réduction chimique. Les nanocomposites Au-Pd/MoS₂ préparés ont ensuite été déposés sur une électrode de carbone vitreux pour la détection chimique. Comme montré dans la Fig. 3b, de bons paliers de courant ont été observés avec l'addition successive de glucose. La plage de détection linéaire mesurée comme 0,5-20 mM est bien au-delà du niveau normal de glucose sanguin humain (Fig. 3c). Au lieu d'utiliser des nanoparticules bimétalliques conventionnelles souvent faites de métaux coûteux, Ma et al. ont conçu un nanocomposite de MoS₂ co-décoré par des nanoparticules d'or et du polypyrrole (PPY) [38]. Les hybrides métal/polymère conducteur sont également censés améliorer la surface spécifique et la conductivité d'une électrode de capteur. De plus, l'utilisation de polymères conducteurs peut réduire davantage le coût des capteurs électrochimiques. L'électrode de verre carboné MoS₂-PPY-Au fabriquée a montré une limite de détection incroyablement basse de 0,08 nM, une sélectivité presque sans interférence et une stabilité longue sur plus de 3 semaines. Cependant, la sensibilité du capteur n'est que de 37,35 μA·μM⁻¹·cm⁻² et la plage de détection est plutôt limitée (0,1-80 nM).

a Illustration de la synthèse des nanocomposites Au-Pd/MoS₂ et assemblage sur une électrode de carbone vitreux pour la détection électrochimique non enzymatique de H₂O₂ et glucose. b Réponses ampérométriques du capteur nanocomposite Au-Pd/MoS₂ à l'addition successive de glucose. c Le courant de réponse extrait à différentes concentrations de glucose. Reproduit de [5], Copyright 2017, avec permission d'Elsevier

En plus des métaux, les oxydes métalliques à haute activité catalytique ont également été tentés pour une catalyse électrochimique améliorée. En plus de leurs activités électrocatalytiques élevées, le faible coût des oxydes métalliques est un autre avantage qui ne peut être surestimé pour les capteurs électrochimiques à faible coût. Parmi divers oxydes métalliques, les nanomatériaux de Cu₂O avec différentes morphologies sont prometteurs pour la catalyse dans diverses applications. Fang et al. ont étudié le MoS₂ décoré avec des nanoparticules de Cu₂O pour la détection de glucose sans enzyme [39]. Les mesures ampérométriques de l'électrode modifiée par l'hybride Cu₂O/MoS₂ montrent une bonne plage linéaire de 0,01 à 4 mM. La limite de détection extraite est d'environ 1 μM. La sensibilité a été calculée aussi élevée que 3108,87 μA mM⁻¹ cm⁻², ce qui est plus élevé que la plupart des capteurs de glucose non enzymatiques à base de MoS₂. Les résultats indiquent également un bon potentiel des oxydes métalliques pour les capteurs de glucose non enzymatiques à faible coût. La comparaison des biosenseurs de glucose sans enzyme basés sur les nanocomposites de MoS₂ est présentée dans le Tableau 1.

Détection de glucose à haute sensibilité utilisant des transistors à effet de champ à base de MoS₂

Les transistors à effet de champ (FET) à base de MoS₂ possèdent un certain nombre d'avantages, tels qu'un rapport de courant de commutation élevé, un courant de fuite faible, un sous-seuil de bascule faible et une mobilité élevée [41, 42]. Grâce à ses excellentes propriétés électroniques et sa robustesse mécanique, les transistors à base de MoS₂ montrent de bonnes promesses pour l'électronique à faible énergie, faible coût et portable [43, 44]. Des biosenseurs, photodétecteurs, capteurs de gaz et leurs homologues flexibles basés sur des transistors MoS₂ ont été récemment rapportés [45]. Les avantages des transistors MoS₂ rendent ces capteurs hautement sensibles, faibles en consommation d'énergie, portables, etc. Des FET MoS₂ ont été rapportés comme divers capteurs pour l'humidité, H₂O₂, NO, NO₂, NH₃, ADN, etc. [46-49]. Shan et al. ont rapporté le premier transistor à effet de champ à base de MoS₂ pour la détection de glucose [40]. Comme montré dans la Fig. 4a, un FET MoS₂ à grille arrière a été fabriqué sur un substrat SiO₂/Si. Les électrodes source et drain ont été structurées par photolithographie et lithographie à faisceau d'électrons. Des contacts Au/Ni (70 nm/10 nm) ont été déposés par évaporation. Il faut noter que le matériau de canal MoS₂ d'environ 2 μm × 3 μm a été exfolié mécaniquement et transféré sur les électrodes pré-structurées, comme affiché dans la Fig. 4b. Le transistor fabriqué a été placé dans une cellule d'échantillon et testé.

a Schéma du transistor MoS₂ à grille arrière. b Image de microscopie optique du matériau de canal MoS₂ entre les électrodes source et drain. c Les réponses de courant en temps réel à différentes concentrations de glucose. d Le courant de réponse I_ds du FET MoS₂ en fonction des concentrations de glucose, de 0 à 30 mM. L'encadré montre le courant de réponse extrait pour des concentrations de glucose plus faibles, de 0 à 1,0 μM. Reproduit sous CC BY-NC 3.0 de [44]

Les courbes I_ds-V_ds mesurées avec différentes concentrations de solutions de glucose ont clairement montré des augmentations du courant source-drain avec l'augmentation de la concentration de glucose. Il faut noter que l'enzyme GOₓ a été ajoutée à la concentration de glucose. Par conséquent, la détection n'est pas complètement sans enzyme. L'augmentation du courant de canal lors de l'augmentation de la concentration de glucose a été attribuée à l'oxydation enzymatique du glucose. Les électrons produits par la réaction ont été transférés au canal MoS₂ de type n et ont donc augmenté sa conductivité. Pour illustrer la réponse du capteur au glucose, la mesure I_ds en temps réel a été effectuée avec l'addition successive de différentes concentrations de glucose, comme montré dans la Fig. 4c. Les mesures ont commencé avec une solution PBS pure et une solution de concentration plus élevée avec 1 mM de glucose de plus placée la précédente chaque minute. La réponse du courant source-drain à différentes concentrations de glucose est tracée dans la Fig. 4d. Clairement, le capteur FET MoS₂ montre une très grande plage linéaire pour la détection de glucose, jusqu'à 30 mM. Les tests ont été répétés pour une faible concentration de solutions de glucose pour sonder la limite de détection et la sensibilité du capteur FET MoS₂. Comme montré dans l'encadré de la Fig. 4d, le capteur peut clairement détecter la présence de glucose avec une concentration aussi basse que 300 nM. La sensibilité du biosenseur de glucose FET MoS₂ est calculée à 260,75 mA mM⁻¹. En plus de la haute sensibilité et des faibles limites de détection, le dispositif a également montré une haute stabilité jusqu'à 45 jours. Cependant, le dispositif actuel doit impliquer l'ajout d'enzyme GOₓ dans la solution de glucose testée, ce qui le rend moins pratique pour les applications portables.

Conclusion et Perspectives

Cette mini-revue présente les efforts récents visant à développer des biosenseurs sans enzyme basés sur des nanocomposites de MoS₂. Ces publications ont toutes présenté des moyens faciles et à faible coût pour des capteurs de glucose à haute performance, en termes de sensibilité, plage de détection linéaire et limite de détection. Ces études ouvrent indubitablement de nouvelles opportunités vers des capteurs de glucose à faible coût et sensibles. Les avancées dépendent largement des progrès récents réalisés dans la synthèse de nouveaux nanocomposites de matériaux 2D, de nanomatériaux métalliques et de nanoparticules d'oxydes catalytiques. On peut s'attendre à ce que plus d'efforts soient investis dans cette direction, et l'expérience accumulée est hautement bénéfique pour les futures études sur les matériaux connexes pour les applications de détection.

Cependant, en même temps, il faut réaliser que de nombreux efforts sont encore nécessaires pour des applications cliniques ou pratiques. La stabilité et la reproductibilité de ces dispositifs doivent encore être améliorées. Soit un temps de stockage limité, soit des conditions sèches ont été utilisées jusqu'à présent. Deuxièmement, les méthodes de synthèse chimique sont faciles et à faible coût, mais il reste incertain si les méthodes sont évolutives. De nouvelles techniques, comme l'impression jet d'encre, peuvent être utilisées pour la fabrication répétable à grande échelle de capteurs. Bien que les capteurs électrochimiques à base de MoS₂ montrent une performance compétitive par rapport aux homologues à base de matériaux carbonés, les avantages, par exemple les sites de bords catalytiques du MoS₂, ne sont pas substantiels. Il y a clairement beaucoup de place pour vraiment tirer parti des propriétés uniques du MoS₂ pour de nouvelles améliorations dans la détection de glucose non enzymatique. De plus, le développement de biosenseurs de glucose flexibles basés sur des nanocomposites de MoS₂ est important pour la détection flexible dans la santé et devrait être plus compétitif sur le marché, ce qui deviendra sûrement un sujet de recherche brûlant à l'avenir.

Enfin, les capteurs basés sur FET MoS₂ montrent une excellente performance dans la détection de glucose. Compte tenu du développement récent des FET MoS₂, cette direction semble très prometteuse pour développer des capteurs de glucose à faible coût et d'autres types de capteurs chimiques. Il faut insister sur le fait que le travail actuel rapporté sur les capteurs de glucose FET MoS₂ n'était fonctionnel qu'avec une solution de glucose dopée à la GOₓ. Les travaux futurs doivent trouver des alternatives pour éviter l'utilisation de GOₓ pour un déploiement plus pratique des capteurs de glucose FET MoS₂.

Disponibilité des données et matériaux

Non applicable.

Abréviations

2D :

Bidimensionnel

3D :

Tridimensionnel

CNT :

Nanotubes de carbone

CTAB :

Bromure de cétyltriméthylammonium

FETs :

Transistors à effet de champ

GOₓ :

Glucose oxydase

Initials :

Nom complet

MoS₂ :

Disulfure de molybdène

Ni :

Nickel

SEM :

Microscopie électronique à balayage

TEM :

Microscopie électronique en transmission

TMDs :

Dichalcogénures de métaux de transition