CN102735734A - 一种非介入式葡萄糖传感器 - Google Patents

Abstract

一种用于检测体液中的葡萄糖的量的非侵入式葡萄糖传感器(10)，所述传感器包括：具有栅电极(20)的有机电化学晶体管(OECT)；其中，所述栅电极(20)的表面使用酶和纳米材料进行改性以增加所述栅电极(20)的敏感性和选择性。

Description

一种非介入式葡萄糖传感器

技术领域

本发明涉及一种用于检测体液中的葡萄糖水平的非介入式葡萄糖传感器。

背景技术

薄膜晶体管已经被认为是用于高度灵敏的一次性生物传感器的优秀换能器(transducer)。由于基于有机薄膜晶体管(OTFT)的传感器制造容易且成本低，近来已经引起极大关注。有机电化学晶体管(OECT)是引起关注的一类OTFT，并且由于其工作电压低、结构简单以及具有对生物应用来说至关重要的在水相环境中工作的能力而为传感器的应用受到了广泛研究。在1984年报道了首个基于聚吡咯的OECT，这是OTFT领域中的新方向。从那以后，研究了基于若干不同导电聚合物的OECT，并且OECT已经表现出了化学和生物感测的广泛应用，包括湿度传感器、pH和离子传感器、葡萄糖传感器和基于细胞的生物传感器。导电聚合物PEDOT:PSS由于其高导电性和溶液处理性而在有机电子装置(包括有机太阳能电池、有机发光二极管和OTFT)中具有非常重要的应用。近来，PEDOT:PSS已经成功地用作OECT的活性层，并且这种装置由于其生物兼容性和在水相环境中的稳定性而在各种应用中特别是在生物传感器应用中表现出了优异的性能。

在糖尿病诊断中非常期望高度灵敏的葡萄糖传感器。已经报道了在葡萄糖传感器中应用基于PEDOT:PSS的OECT。对于这些传感器来说，在测量过程中将酶(葡萄糖氧化酶)和葡萄糖一起混合在水溶液中，而不对OECT的栅极和活性层进行任何表面改性。这种类型的葡萄糖传感器的检测极限为大约几个μM，其灵敏度足以用来测量人体唾液中的葡萄糖水平。因此，这些装置的应用成本较低，并且可以进行非介入式血液葡萄糖监测。

发明内容

在本发明的第一方面，提供了一种用于检测体液中的葡萄糖的量的非侵入式葡萄糖传感器，所述传感器包括：

具有栅电极的有机电化学晶体管(OECT)；

其中，所述栅电极的表面使用酶和纳米材料进行改性以增加所述栅电极的敏感性和选择性。

所述栅电极可以是Pt栅电极。

所述酶可以是葡萄糖氧化酶(GOx)。

所述纳米材料可以是选自由多壁碳纳米管(MWCNT)和铂纳米颗粒(Pt-NP)组成的组中的任意一种。

所述体液可以是选自由唾液、组织液、汗液和房水组成的组中的任意一种。

所述栅电极可以由MWCNT-CHIT/GOx/Pt或CHIT/GOx/Pt-NP/Pt组成。

在第二方面，提供了一种制造用于检测体液中的葡萄糖的量的非侵入式葡萄糖传感器的方法，所述方法包括：

将葡萄糖氧化酶(GOx)磷酸盐缓冲盐水(PBS)溶液滴涂在基板的表面上以形成GOx/Pt电极；和

在所述GOx PBS溶液在所述基板的所述表面上干燥以后，将纳米材料脱乙酰壳多糖(CHIT)杂化(hybrid)水溶液滴涂在所述GOx/Pt电极的表面上。

在本发明的第三方面，提供了用于检测体液中的葡萄糖的量的方法，所述方法包括：

通过葡萄糖氧化酶(GOx)对D-葡萄糖进行生物催化以生成过氧化氢(H₂O₂)和D-葡萄糖酸-1，5-内酯；

在栅电极的表面处对所生成的H₂O₂进行电氧化；

其中，所述栅电极的所述表面使用酶和纳米材料进行改性。

在第四方面，提供了一种用于非侵入式葡萄糖传感器的栅电极，所述栅电极包括：

使用酶和纳米材料进行改性以提高所述栅电极的敏感性和选择性的表面。

本发明通过使用酶和纳米材料对OECT的栅电极进行改性来提供一种新型的基于OECT的葡萄糖传感器。所述酶是葡萄糖氧化酶(GOx)并且所述纳米材料包括碳纳米管(CNT)或铂纳米颗粒(Pt-NP)。这样的传感器在装置性能方面显示出显著的改进。而且，在使用这样的传感器的时候，不需要如现有技术所要求的那样向葡萄糖溶液中添加酶，这将更加方便于实际使用。

CNT已经广泛应用于很多类型的传感器中。CNT由于其具有纳米尺寸、良好的电子催化性能以及对生物分子固定容量，因此对用于生物传感器和纳米生物电子学的纳米结构电极的总体效果极为重要。Pt-NP由于具有良好的生物相容性和巨大的表面积，因此作为用于酶固定的基质非常有效。Pt-NP提高了固定效率并保持了GOx的生物活性，因此显著增强了传感器的选择性。而且，Pt-NP对过氧化氢(H₂O₂)具有优异的电催化活性，而过氧化氢对基于H₂O₂检测的葡萄糖传感器是关键的。用于对酶电极进行改性的另一种重要材料是脱乙酰壳多糖(CHIT)，其是一种生物相容性聚合物基质。CHIT展示出良好的成膜能力、高的透水性和对化学改性的易感性，能够非共价地与CNT结合从而形成生物相容性碳纳米管杂化水性悬浮液。CNT或Pt-NP与CHIT的结合已经被用于改善基于OECT的葡萄糖传感器的性能。

在本发明中，在固定GOx之前，使用多壁碳纳米管(MWCNT)-CHIT杂化物和电子沉积Pt-NP来对Pt电极的表面进行改性。然后，使用MWCNT-CHIT/GOx/Pt和CHIT/GOx/Pt-NP/Pt电极作为基于PEDOT:PSS的OECT的栅电极。有利的是，通过使用这些栅电极可以极大地提高装置的敏感性，并且与现有的栅电极相比，检测极限扩大了超过三个量级。

附图说明

现在将参照附图描述本发明的实施例，在附图中：

图1是基于PEDOT:PSS的OECT葡萄糖传感器的装置结构(上面)和通过基于PEDOT:PSS的OECT对葡萄糖进行的测定中包括的生物催化反应循环(下面)的示意图；

图2是MWCNT的TEM图像；

图3是Pt基板的扫描电子显微镜(SEM)图像的TEM图像；

图4是Pt-NP改性的Pt电极的TEM图像，其中Pt-NP的电沉积时间为30秒；

图5是Pt-NP改性的Pt电极的TEM图像，其中Pt-NP的电沉积时间为60秒；

图6是Pt-NP改性的Pt电极的TEM图像，其中Pt-NP的电沉积时间为90秒；

图7是Pt-NP改性的Pt电极的TEM图像，其中Pt-NP的电沉积时间为120秒；

图8是一曲线图，该曲线图描绘了在含有5mM[Fe(CN)₆]^3-/4-的氧化还原探测剂(redox probe)的PBS(pH7.2)溶液中测量的MWCNT-CHIT/Pt(I)，Pt-NP/Pt(II)和Pt(III)电极的循环伏安图，并且CV扫描率为50mVs^-1，Pt-NP的沉积时间为60秒；

图9是描绘出了在PBS溶液中以不同频率表征的三个电极的表面电容的曲线图，其中每个电极的面积为0.25cm²；

图10是描绘了增加MWCNT-CHIT杂化悬浮液的体积的影响的曲线图；

图11是描绘了使用MWCNT-CHIT/GOx/Pt和CHIT/GOx/Pt-NP/Pt栅电极的情况下Pt-NP电子沉积时间对针对葡萄糖添加的经归一化的电流响应的影响的曲线图，其中葡萄糖浓度为(A)，1μM；(B)，0.05μM并且所施加的V_G为0.4V；

图12是描绘了使用MWCNT-CHIT/GOx/Pt(A)和CHIT/GOx/Pt-NP/Pt(B)栅电极的情况下所施加的栅电压(V_G)对针对葡萄糖添加(葡萄糖的浓度为100μM)的经归一化的电流响应的影响的曲线图；

图13是描绘了使用MWCNT-CHIT/GOx/Pt(A)和CHIT/GOx/Pt-NP/Pt(B)栅电极的情况下所施加的栅电压(V_G)对针对葡萄糖添加(葡萄糖的浓度为0.5μM)的经归一化的电流响应的影响的曲线图；

图14是描绘了使用MWCNT-CHIT/Pt和Pt(插图)的PEDOT:PSS装置的典型I_D与时间曲线的曲线图，其中Pt-NP/Pt栅电极响应在PBS(pH7.2)溶液中的H₂O₂。V_G固定为0.4V。H₂O₂添加：a至e：0.1μM、1μM、5μM、10μM和100μM；

图15是描绘了使用MWCNT-CHIT/Pt和Pt(插图)的PEDOT:PSS装置的典型I_D与时间曲线的曲线图，其中Pt-NP/Pt栅电极响应在PBS(pH7.2)溶液中的H₂O₂。V_G固定为0.4V。H₂O₂添加：a至e：0.005μM、0.05μM、0.5μM、5μM和10μM；

图16是描绘针对Pt(线I)、MWCNT-CHIT/Pt(线II)和Pt-NP/Pt(线III)，ΔV_g ^eff对log[H₂O₂]的浓度的相关性的曲线图。

图17是描绘使用MWCNT-CHIT/GOx/Pt栅电极的PEDOT:PSS装置的典型I_D与V_G曲线的曲线图，其中所述装置在空白(I)和100μM葡萄糖(II)PBS(pH7.2)溶液中表征。

图18是描绘使用MWCNT-CHIT/GOx/Pt栅电极并添加葡萄糖(a至e：0.5μM、1μM、10μM、100μM和1mM)的PEDOT:PSS装置的典型I_D与时间曲线的曲线图；

图19是描绘使用CHIT/GOx/Pt-NP/Pt栅电极的PEDOT:PSS装置的典型I_D与V_G曲线的曲线图，其中所述装置在空白(I)和100μM葡萄糖(II)PBS(pH7.2)溶液中表征。

图20是描绘使用CHIT/GOx/Pt-NP/Pt栅电极并添加葡萄糖(a至d：0.005μM、0.05μM、0.5μM和5μM)的PEDOT:PSS装置的典型I_D与时间曲线的曲线图；

图21是描绘使用CHIT/GOx/Pt栅电极的PEDOT:PSS装置的典型I_D与V_G曲线的曲线图，其中所述装置在空白(I)和100μM葡萄糖(II)PBS(pH7.2)溶液中表征。

图22是描绘使用CHIT/GOx/Pt栅电极并添加葡萄糖(a至e：0.5μM、1μM、10μM、100μM和1mM)的PEDOT:PSS装置的典型I_D与时间曲线的曲线图；

图23是描绘针对CHIT/GOx/Pt(线I)、MWCNT-CHIT/GOx/Pt(线II)和CHIT/GOx/Pt-NP/Pt(线III)栅电极，ΔV_g ^eff和经归一化的电流响应的相关性的曲线图；

图24是描绘针对CHIT/GOx/Pt(线I)、MWCNT-CHIT/GOx/Pt(线II)和CHIT/GOx/Pt-NP/Pt(线III)栅电极，ΔV_g ^eff作为log[C_葡萄糖]的函数的相关性的曲线图；

图25是描绘MWCNT-CHIT/GOx/Pt电极针对葡萄糖添加的安培计响应的曲线图，葡萄糖添加如下：a至f：1μM、10μM、20μM、40μM、100μM和200μM，并且所施加的电位为0.4V(Ag/AgCl)；和

图26是描绘CHIT/GOx/Pt-NP/Pt(B)电极的安培计响应的曲线图，其中添加葡萄糖，葡萄糖添加如下a至h：0.005、0.05、0.5、5、10、100、100和500μM，并且所施加的电位为0.4V(Ag/AgCl)。

具体实施方式

参考图1，提供了基于有机电化学晶体管(OECT)的具有PEDOT:PSS 33的活化层的葡萄糖传感器。使用玻璃片30作为用于制造传感器10的基板。采用热蒸发通过阴影掩模在玻璃基板30的表面上沉积图案化Au/Cr源电极31和漏电极32。使用厚度为约5nm的Cr薄层作为用于厚度为约50nm的Au膜的粘合层。然后在玻璃基板的顶部旋涂厚度为约80nm的PEDOT:PSS层33并在源电极31和漏电极32上图案化，再在200℃在充填高纯度N₂的手套箱中退火1小时。PEDOT:PSS薄膜33能够使得装置10以低成本制造。OECT装置10的通道长度和宽度分别为0.2mm和6mm。表观表面积为0.20cm²的MWCNT-CHIT/GOx/Pt、CHIT/GOx/Pt-NP/Pt或CHIT/GOx/Pt电极用作OECT 10的栅电极20。

对于MWCNT-CHIT/GOx/Pt栅电极20A的制备，使用移液器在各Pt基板21的表面上滴涂体积为20μL的葡萄糖氧化酶(GOx)磷酸盐缓冲盐水(PBS)溶液并在4℃干燥。只有GOx被固定在栅电极20A上。为了保持所固定的GOx分子并改善酶电极的性能，在GOx/Pt电极的表面上滴涂10μL的MWCNT-CHIT杂化水性悬浮液。在CHIT膜22形成后，使用去离子水将MWCNT-CHIT/GOx/Pt栅电极20A彻底漂洗并在4℃保存以待后用。

对于CHIT/GOx/Pt-NP/Pt栅电极20B的制备，首先在5mM H₂PtCl₆+0.05M HCl水溶液中将Pt-NP电沉积在经漂洗的Pt基板21上。电沉积电位固定为-0.3V(Ag/AgCl)，并且沉积时间分别选择为30秒、60秒、90秒和120秒。使用去离子水仔细漂洗后，使用针对MWCNT-CHIT/GOx/Pt栅电极20A所述的相同方法制造CHIT/GOx/Pt-NP/Pt栅电极20B。为了比较，还通过以上相同的程序制造了CHIT/GOx/Pt栅电极20B。

参考图1，OECT装置10的特征在于使用在充填有PBS(pH 7.2)的小杯中的半导体参数分析器。使用MWCNT-CHIT/GOx/Pt电极20A或CHIT/GOx/Pt-NP/Pt电极20B作为栅电极20。测量前，将这样制得的所有栅电极20浸入在PBS(pH7.2)中15分钟以去除多余的残留物。在固定的VD＝-0.2V和恒定栅电压或可变的不同栅电压对OECT装置10进行检测。在图1中显示了通过基于PEDOT:PSS的OECT进行的葡萄糖测定的工作原理。所添加的D-葡萄糖被GOx所生物催化并反应生成H₂O₂和D-葡萄糖酸-1，5-内酯。同时，所生成的H₂O₂在栅电极20处被电氧化。

使用CHI660B电化学工作站在被搅拌的PBS(pH7.2)溶液中表征不同栅电极20的电化学性能。测量时，分别使用Pt箔和Ag/AgCl电极作为反电极和参比电极。所有实验都是在室温进行。通过在含有5mM[Fe(CN)₆]^3-/4-氧化还原探测剂的PBS(pH7.2)中通过循环伏安法(cyclic voltammetry，CV)研究MWCNT-CHIT/Pt栅电极20A和Pt-NP/Pt栅电极20B，所述探测剂通常用来表征电极20A、20B的表面特征。

在PBS中的电极20A、20B的表面电容的特征在于在0.1Hz的频率使用具有标准三电极系统的电阻分析器。所施加的交流信号(ac signal)的幅度为50mV。

图2显示了MWCNT和Pt-NP的形态。MWCNT的直径为10nm至40nm。Pt-NP成功地电沉积在Pt基板的表面上，分布相对均匀。Pt-NP的平均尺寸为约100nm(图4，沉积时间为30s(秒))。采用较长的60秒的沉积时间，Pt-NP的尺寸没有明显的变化，但是颗粒密度增加(图4)。进一步延长沉积时间，导致Pt-NP生长成片料(图5至7)。

图8显示了具有相同尺寸的MWCNT-CHIT/Pt栅电极20A(线I)、Pt-NP/Pt栅电极20B(线II)和Pt栅电极(线III)的电化学性能。前两个栅电极20A、20B具有非常相似的氧化还原电流密度，而第三个栅电极显示出较低的值，表明MWCNT-CHIT/Pt栅电极20A和Pt-NP/Pt栅电极20B比Pt扁平电极具有较大的活性表面积。图9显示了这三种电极在PBS溶液在零偏压表征的电容。由于在低频率(小于1Hz)的电容大致与电极的表面积成比例，因此Pt-NP/Pt栅电极20B的表面积大约为其几何尺寸的两倍，而MWCNT-CHIT/Pt栅电极20A的表面积大约为几何尺寸的50倍。

OECT 10的作为栅电压V_G的函数的通道电流I_DS由如下方程得到：

$I_{\mathrm{DS}}=\frac{\mathrm{q\&mu;}{p}_0\mathrm{tW}}{{\mathrm{LV}}_p}(V_p-V_g^{\mathrm{eff}}+\frac{V_{\mathrm{DS}}}{2})V_{\mathrm{DS}},$ (当 $\left|V_{\mathrm{DS}}\right|<<|V_p-V_g^{\mathrm{eff}}|$ )

V_p＝qp₀t/c_i，

$V_g^{\mathrm{eff}}=V_G+V_{\mathrm{offset}},$

方程(1)

其中q为电荷，p0为有机半导体中的初始空穴密度，μ为空穴迁移率，t为活性膜的厚度，V_p为夹断电压，V_g ^eff为所施加的有效栅电压，并且V_offset为界面处的偏移电压，W和L分别为OECT装置10的宽度和长度，c_i为晶体管单位面积的有效电容，其与两个界面(电解质/半导体和电解质/栅极)的电容相关。c_i大约等于串联的所述两个界面的总电容除以通道的面积。

基于OECT的生物传感器对位于电解质/半导体或电解质/栅极的界面处的电位下降敏感。对于葡萄糖传感器10，通过D-葡萄糖被Pt栅电极20上的GOx生物催化的反应生成H₂O₂，H₂O₂的电氧化引起电极的表面处的电位下降。在这种情况下，栅电极20具有感应电流，其对应于因H₂O₂反应造成的电子转移(如图1所示)。因此，电解质/栅极表面处的化学电位的变化与H₂O₂的浓度相关，并通常可以使用能斯特(Nernst)方程

描述，其中，K为玻尔兹曼(Boltzmann)常数，T为温度，而[H₂O₂]为H₂O₂的浓度。电位下降将调节施加在OECT装置10上的有效栅电压，这可以包括在方程(1)中的所述的偏移电压。因此，有效栅电压可以由以下方程得到：

方程(2)

其中，γ为两个界面(电解质/PEDOT:PSS和电解质/栅极)的电容之间的比率。然而，如以下试验所示，方程(2)只能用于Pt扁平电极。对于纳米材料改性的Pt栅电极20，有效栅电压和H₂O₂浓度之间的关系更加复杂。

为了比较不同装置对葡萄糖的电流响应，根据以下方程计算经归一化的电流响应：

$\mathrm{NCR}=\left|\frac{I_D^{\mathrm{conc}}-I_D^{\mathrm{conc}=0}}{I_D^{\mathrm{conc}=0}}\right|$

方程(3)

其中，

和

分别为以感兴趣的浓度添加葡萄糖之前和之后的通道电流。

已经对酶电极的制造条件进行了优化。图10显示MWCNT-CHIT杂化悬浮液的添加体积对OECT的NCR的影响(添加葡萄糖)。针对每种条件制造3个相同的栅电极20。误差线显示所述三个电极的NCR的标准偏差。可以看到10μL体积对应于最大的NCR(添加1μM葡萄糖)。这可能归因于两个因素的折衷。第一，少量的MWCNT-CHIT杂化物可能无法导致GOx分子的充分固定。第二，Pt基板上太多的MWCNT-CHIT杂化物可能导致界面处形成厚膜，并阻止电荷转移。因此，Pt电极上预定量的MWCNT-CHIT杂化物将显示出最大的效果。

图11显示了Pt-NP的沉积时间对OECT的NCR的影响。针对每种条件，制备3个相同的电极。当沉积时间为60秒时，装置显示出最大的NCR，这可以有助于在此条件沉积的Pt-NP的优化尺寸和高密度。如果MWCNT-CHIT/GOx/Pt栅电极20A和CHIT/GOx/Pt-NP/Pt栅电极20B的制造条件没有具体说明，则采用所述优化条件制造电极20A、20B。

图12和13显示了所施加的V_G对通过使用MWCNT-CHIT/GOx/Pt栅电极20A和CHIT/GOx/Pt-NP/Pt栅电极20B的OECT 10(葡萄糖)的NCR的影响。当所施加的V_G为0.4V时，OECT 10针对MWCNT-CHIT/GOx/Pt栅电极20A和CHIT/GOx/Pt-NP/Pt栅电极20B均显示出的最大NCR。进一步提高所施加的V_G则导致NCR的增加。因此，实验中选用0.4V。

使用OECT 10对葡萄糖的测定实质是对通过GOx和葡萄糖的酶促反应生成的H₂O₂的检测，因此使用不同的栅电极20研究OECT 10对H₂O₂添加的响应，并且将相应的结果显示在图14至16中。当使用MWCNT-CHIT/Pt栅电极20A或Pt电极作为栅电极时，OECT 10对添加至少0.1μM H₂O₂显示出明显的响应(I_D下降)。实际上，Pt电极上MWCNT-CHIT的改性不能引起装置10对H₂O₂的敏感性的任何改善(如图14所示)。相反，针对Pt扁平电极的通道电流I_D的相对变化(ΔI_D)甚至大于针对MWCNT-CHIT/Pt栅电极20A的通道电流I_D的相对变化(ΔI_D)。参考图15，对于Pt-NP/Pt栅电极20B，装置10对添加5nM H₂O₂显示出明显的响应(图15中的插图)，这远优于具有MWCNT-CHIT/Pt栅电极或Pt栅电极的装置的检测极限。因此Pt栅电极的表面上Pt-NP的改性可以显著地提高OECT对H₂O₂的敏感性，这是因为Pt-NP的电催化活性优异的缘故。

通道电流I_D的变化由有效栅电压V_g ^eff因在栅电极20处的H₂O₂的电氧化造成的调节引起。因此，可以根据通道电流的变化直接计算有效栅电压的变化。ΔV_g ^eff作为H₂O₂浓度的函数的相关性显示在图16中。可以发现，在三种类型的栅电极中，使用Pt-NP/Pt栅电极20B的OECT 10显示出对H₂O₂的最低检测极限和最高的敏感性。具有Pt-NP/Pt栅电极20B的装置的高敏感性不能只归因于栅电极的大的表面积。相反，实验显示，较大的栅电极常常引起装置10的较低的敏感性。

具有Pt扁平电极的装置显示出H₂O₂浓度和栅电压漂移ΔV_g ^eff之间的对数关系(如方程(2)所示)。拟合曲线显示当H₂O₂浓度增加一个量级时，有效栅电压下降67meV，这与所报道的结果相吻合。然而，方程(2)不适用于使用纳米材料在栅电极20B上改性的装置10，这可能是因为在栅电极20B处的表面形状更加复杂的缘故。

具有Pt-NP/Pt栅电极20B装置的高敏感性可能归因于Pt-NP的优异的电催化活性和当Pt-NP周围的扩散层重叠时电极附近的离子的扩增效应。在这种情况下，在Pt-NP处产生的离子将改变临近纳米颗粒周围的电位，因此电位在栅电极20的表面处下降更多，这引起有效栅电压变化更大。在图2至7中，在沉积时间为60秒时，Pt-NP的平均尺寸为约100nm，并且相邻Pt-NP之间的平均距离为约50nm。所述尺寸和距离均随沉积时间的延长而增加。PBS溶液中Pt电极附近的双层的厚度为约数十纳米。因此，Pt-NP的平均尺寸和相邻Pt-NP之间的距离对扩增效应是关键的，这可能是Pt-NP沉积时间不同的装置10具有不同响应的原因之一。

接着，使用GOx对三种类型的栅电极20进行改性并用于葡萄糖感测。图17至22显示了具有不同栅电极的OECT 10对葡萄糖添加的电流响应。参考图17，对于MWCNT-CHIT/GOx/Pt栅电极20A，添加葡萄糖导致OECT10的转移特征向左横向漂移，这可能归因于有效栅电压因为[H₂O₂]增加而增加。参考图18，当所述装置在恒定栅电压表征时，可以观察到电流变化更加明显。具有MWCNT-CHIT/GOx/Pt栅电极20A的OECT 10显示出对添加0.5μM葡萄糖的明显响应(ΔI_D为约3.8μA)。然而，参考图22，具有CHIT/GOx//Pt栅电极20B的装置10显示出没有I_D变化，直至添加10μM葡萄糖。这些结果说明，使用MWCNT-CHIT杂化物对Pt电极进行表面改性可以增加OECT10对葡萄糖的敏感性，这可能归因于MWCNT-CHIT杂化物具有大的用于GOx固定的活性表面积，并且在保持酶促生物活性中具有良好的生物相容性。

参考图20，具有CHIT/GOx/Pt-NP/Pt栅电极20B的装置10对添加5nM葡萄糖显示出显著的响应，这比使用MWCNT-CHIT/GOx/Pt栅电极20A的装置要敏感得多。这些结果是合理的，因为具有Pt-NP/Pt的装置比具有MWCNT-CHIT/Pt栅电极20A的装置对H₂O₂的检测极限要好得多。另外，Pt-NP的表面积大，能够使栅电极上的酶固定更加有效(与Pt扁平电极相比)。因此，通过使用CHIT/GOx/Pt-NP/Pt栅电极20B所实现的最低检测极限和最高敏感性可以归因于Pt-NP的良好的生物相容性、高的对H₂O₂的敏感性、大的用于GOx固定的表面积。

图23和24显示了通过使用不同的栅电极，ΔV_g ^eff和作为葡萄糖浓度的函数的经归一化的电流响应(NCR)和ΔV_g ^eff的相关性。非线性关系都可以见于所有装置。在这三种装置中，使用CHIT/GOx/Pt-NP/Pt栅电极20B的OECT 10显示出最大的ΔV_g ^eff和NCR(线III)。

还使用电化学安培法表征三种栅电极对葡萄糖添加的响应以进行比较。如图25和26所示，MWCNT-CHIT/GOx/Pt栅电极20A和CHIT/GOx/Pt-NP/Pt栅电极20B对葡萄糖的检测极限分别为20μM和5μM，这远远高于具有所示两种电极的装置的检测极限。因此，基于OECT的传感器在葡萄糖感测上要比典型电化学安培检测法敏感得多。另外，具有CHIT/GOx/Pt-NP/Pt栅电极20B的OECT 10的检测极限远远优于在某些文献中报道的使用GOx/Pt-NP改性的电极进行的电化学检测的检测极限(0.5μM)。

对于基于晶体管的传感器，装置对由分析物影响造成对界面处栅电压的调节确实敏感。晶体管的栅电压的微小变化可以引起通道电流的大的改变。因此，基于OECT的生物传感器是传感器和放大器的组合，这可以显示出比传统技术高得多的敏感性。

具有CHIT/GOx/Pt-NP/Pt栅电极20B的装置对葡萄糖显示出优异的敏感性。在栅电极为0.4V时，添加0.5μM抗坏血酸或尿酸不能引起通道电流的任何变化。由于装置10对葡萄糖显示出低至5nM的检测极限，因此抗坏血酸和尿酸的干扰可以忽略。对葡萄糖的这种优异选择性可能归因于在栅电极20B上固定的GOx和Pt-NP对不同分析物的不同电催化活性。

当在水溶液中表征超过4天时，OECT 10显示出非常稳定的性能。然而，葡萄糖传感器更为重要的部分是CHIT/GOx/Pt-NP/Pt栅电极20B，这是因为装置10对有效栅电压敏感。对具有CHIT/GOx/Pt-NP/Pt栅电极20B的OECT10的稳定性表征8天。每天测量装置10，并在每次测量后在冰箱中于4℃保存。装置对添加在PBS中的5nM和1μM葡萄糖的响应(ΔV_g ^eff)在8天后分别下降约30％和20％。敏感性的下降可以归因于在重复测量期间所固定的GOx的酶促活性的退化和在栅电极20B上的GOx的损失，这是这类酶电极的常见问题。由于装置10适合于低成本一次性感测，装置10的退化在实际使用过程中将不会是一个重要问题。装置10还可以是便携式的并可以容易由使用者携带。

具有酶改性的Pt栅电极作为葡萄糖传感器的OECT 10的性能在使用包括MWCNT和Pt-NP在内的纳米材料改性栅电极20时得到显著的改善。这是因为纳米材料的优异的电催化性能和大的表面积。使用MWCNT-CHIT/GOx/Pt栅电极20A和CHIT/GOx/Pt-NP/Pt栅电极20B的OECT 10的检测极限分别为0.5μM和5nM，这远远优于没有采用纳米材料的装置(CHIT/GOx/Pt电极，10μM)。基于OECT的葡萄糖传感器比使用相同电极进行的电化学安培检测敏感得多，表明OECT 10是用于高敏感生物传感器的优异换能器。

有利的是，传感器10能够检测体液中通常很低的葡萄糖水平，所述体液例如为唾液、组织液、汗液和房水。与现有装置相比，传感器10具有低得多的50nM的检测极限，也可以通过传感器10检测体液中是0.5μM的葡萄糖水平。

而且，OECT 10在约1V的低工作电压在水性环境中操作。栅电压的微小变化将引起OECT 10的通道电流的大变化。因此，装置10对在OECT 10的栅电极10处或通道的活性层处的电化学反应高度敏感。装置10可以小型化至微米尺寸，并且可以与其他检测装置高度集成。

本领域技术人员应当理解的是，可以对如具体实施方式中显示的本发明进行各种改变和/或改进而没有脱离广泛描述的本发明的范围或实质。因此本发明的实施方式无论如何应为例举性而非限制性。

Claims (15)

1.一种用于检测体液中的葡萄糖的量的非侵入式葡萄糖传感器，所述传感器包括：

具有栅电极的有机电化学晶体管(OECT)；

其中，所述栅电极的表面使用酶和纳米材料进行改性以增加所述栅电极的敏感性和选择性。

2.根据权利要求1所述的传感器，其中，所述栅电极可以是Pt栅电极。

3.根据权利要求1所述的传感器，其中，所述酶是葡萄糖氧化酶(GOx)。

4.根据权利要求1所述的传感器，其中，所述纳米材料是选自由多壁碳纳米管(MWCNT)和铂纳米颗粒(Pt-NP)组成的组中的任意一种。

5.根据权利要求1所述的传感器，其中，所述体液是选自由唾液、组织液、汗液和房水组成的组中的任意一种。

6.根据权利要求1所述的传感器，其中，所述栅电极由MWCNT-CHIT/GOx/Pt或CHIT/GOx/Pt-NP/Pt构成。

7.一种制造用于检测体液中的葡萄糖的量的非侵入式葡萄糖传感器的方法，所述方法包括：

将葡萄糖氧化酶(GOx)磷酸盐缓冲盐水(PBS)溶液滴涂在基板的表面上以形成GOx/Pt电极；和

在所述GOx PBS溶液在所述基板的所述表面上干燥以后，将纳米材料脱乙酰壳多糖(CHIT)杂化水溶液滴涂在所述GOx/Pt电极的表面上。

8.根据权利要求7所述的方法，其中，所述纳米材料是选自由多壁碳纳米管(MWCNT)和铂纳米颗粒(Pt-NP)组成的组中的任意一种。

9.一种检测体液中的葡萄糖的量的方法，所述方法包括：

通过葡萄糖氧化酶(GOx)对D-葡萄糖进行生物催化以生成过氧化氢(H₂O₂)和D-葡萄糖酸-1，5-内酯；

在栅电极的表面对所生成的H₂O₂进行电氧化；

其中，所述栅电极的所述表面使用酶和纳米材料进行改性。

10.根据权利要求9所述的方法，其中，所述酶是葡萄糖氧化酶(GOx)。

11.根据权利要求10所述的方法，其中，所述纳米材料是选自由多壁碳纳米管(MWCNT)和铂纳米颗粒(Pt-NP)组成的组中的任意一种。

12.一种用于非侵入式葡萄糖传感器的栅电极，所述栅电极包括：

使用酶和纳米材料进行改性以提高所述栅电极的敏感性和选择性的表面。

13.根据权利要求12所述的栅电极，其中，所述酶是葡萄糖氧化酶(GOx)。

14.根据权利要求12所述的栅电极，其中，所述纳米材料是选自由多壁碳纳米管(MWCNT)和铂纳米颗粒(Pt-NP)组成的组中的任意一种。

15.根据权利要求12所述的栅电极，其中，所述栅电极由MWCNT-CHIT/GOx/Pt或CHIT/GOx/Pt-NP/Pt构成。

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