肖周锐， 秦雪非， 桑雪晴， 袁亚利

(桂林理工大学化学与生物工程学院，广西桂林 541004)

1 前言

根据传感器敏感元件的不同，葡萄糖传感器大致可分为热传感器、光学传感器、电化学传感器、声学传感器和磁性传感器等。迄今为止，酶型电化学葡萄糖传感器因其具有良好的选择性、高可靠性和可在生理pH条件下使用等优点，已被广泛应用于日常生活中葡萄糖水平的检测[1 - 3]。葡萄糖传感器的研究进展大致可以划分三代。第一代酶型葡萄糖传感器[4]将葡萄糖氧化酶固定到氧电极上，通过检测酶催化反应的耗氧量来检测葡萄糖。第二代葡萄糖传感器在酶和电极中引入氧化还原介质加快电子传递速度[5]。第三代葡萄糖传感器，消除了介质的使用，是基于酶与电极之间直接的电子传递[6 - 8]。第三代传感器尽管可显著降低工作电位，使电活性物质的干扰降至最低，但仍然受到温度、湿度和pH等因素对酶活性的干扰[9 - 11]。

基于非酶活性材料的葡萄糖电化学传感器被认为是第四代葡萄糖传感器。其电极修饰材料主要是以金属元素为活性中心的各种材料，例如贵金属、金属氧化物、合金和基于碳材料的复合材料等。因生物酶的不稳定性和保存条件的苛刻，导致酶型葡萄糖传感器使用寿命较短，而无酶型葡萄糖传感器则不受酶的限制。酶型葡萄糖传感器需要将酶固定到电极上，其步骤较为繁琐。而无酶型葡萄糖传感器的制备过程简单，并具有更好的稳定性和重现性。无酶型葡萄糖电化学传感器因其成本低、稳定性高、反应迅速和检测限低等优点[12]，近年来越来越多研究者开始从事这一方面的研究。本文对近年来基于纳米金属氧化物的无酶型葡萄糖电化学传感器研究进展进行了综述，主要介绍了几种不同金属氧化物在此方面的应用和挑战，并进行了简要展望。

2 葡萄糖无酶催化氧化原理

2.1 葡萄糖的氧化

自然界中天然存在的D -葡萄糖是一种包含五种不同异构体的醛己糖(图1a)。在水溶液中，开链醛结构的γ-葡萄糖通过酸催化水解形成半缩醛键而迅速环化，形成五元环呋喃糖或六元环吡喃糖。在非酶促葡萄糖氧化中，在1号碳(C-1)上的碳氢键断裂是速率决定步骤。与α-葡萄糖苷相比，β-葡萄糖苷C-1上的碳氢键更易断裂[13]。C-1上的氢原子易被活化，这是由于C-1处羟基的酸性高于脂肪族醇。无论葡萄糖的构型如何，其氧化过程都是先脱去C-1处的氢原子，得到的脱氢葡萄糖迅速氧化为葡萄糖内酯，进一步氧化为葡萄糖酸[14]，其过程如图1b所示。

图1 (a)D-葡萄糖的5种异构体及在平衡状态下各自在水溶液中的百分比；(b)葡萄糖氧化的反应过程[15]

2.2 葡萄糖的无酶电催化氧化

葡萄糖可以在无酶型葡萄糖电化学传感器的电极表面被直接催化氧化为葡萄糖酸[16]。因此无酶型葡萄糖传感器的电极材料是影响其灵敏度和选择性的主要因素。金属、金属氧化物和含碳的复合材料等多种对葡萄糖有电催化活性的材料均可用于构建葡萄糖传感器。目前主要有两种模型可用于描述葡萄糖在电极表面的催化氧化过程。Pletche[17]提出了“相邻吸附位点同轴吸附”模型，并认为葡萄糖在电极表面的催化氧化可分为4个过程：首先，葡萄糖分子接近电极表面；其次，被吸附的葡萄糖分子的C-1与金属电极表面发生一定作用；随后，C-1上的H原子也与电极表面发生作用；最终，C-1处的碳氢键断裂，C-1与氢原子分别与电极表面形成化学键。脱氢葡萄糖在电极表面发生电催化氧化，生成葡萄糖酸二内酯，最终根据pH值的不同，通过各种反应途径进一步氧化为葡萄糖酸[18]。

1994年，Burke[19]提出了“初期水合氧化物吸附原子中间体”模型和基于化学吸附的电催化模型[20]。该模型认为葡萄糖催化氧化过程可以被描述为葡萄糖分子先吸附在金属电极表面，接着金属原子(M*)表面形成一层氢氧化物([OH]ads)膜，最后金属水合氧化物(M[OH]ads)将表面吸附的葡萄糖分子氧化成葡萄糖酸，指出了羟基自由基在整个催化氧化过程中所起的作用。电催化过程中产生并结合在电极表面的活性羟基自由基能够直接氧化反应物，对于小分子的氧化还原反应有很大的影响。因此，在反应过程中，电极表面的金属先形成活性氢氧化物层，加快动力学氧化的限速步骤，并降低还原反应速率，从而诱导电极表面的各种氧化反应的发生。这一反应过程可以由氧化还原反应的起始电位与羟基自由基形成的电位同时存在而得到证明[21]。然而该模型假定的电极是基于Pt和Au等贵金属电极，因此这些机理的解释并不完全适用于大多数基于过渡金属或金属氧化物的电极。

过渡金属原子中心的氧化还原反应可以用于解释葡萄糖在这些材料上的催化氧化机理。在阳极过电位下，低价态的金属氧化物可以被氧化为更高价态。高价态的金属氧化物具有足够强的氧化能力，能够产生羟基自由基，进而氧化靠近电极表面的葡萄糖分子。

3 基于金属氧化物构建的无酶型葡萄糖电化学传感器

无酶型葡萄糖电化学传感器是基于电催化剂的作用，对葡萄糖进行直接电化学氧化。根据传感器的输出信号不同，无酶型葡萄糖电化学传感器主要可以分为电流型、电位型和伏安型。上述葡萄糖的催化氧化过程并不能自发进行，需要克服一定的能垒，在没有催化剂存在的条件下需要施加较高的电位才能发生，并且响应电流不明显。而在较高电位下其他物质也容易被催化氧化，因此电极的抗干扰能力较差。电催化剂的加入能够有效降低催化电位并增强响应信号。一般用作催化剂的有贵金属[23]、过渡金属[24]、金属氧化物[25]、金属配合物[26]和碳纳米材料[27]等。研究表明，这些电催化材料中，贵金属如Au[28]、Pd[29]和Pt[30]等对葡萄糖具有良好的催化活性。但贵金属材料对多种小分子物质都具有催化作用，选择性较差，并且贵金属材料极易与具有强表面吸附作用的氯离子结合而产生毒化作用，逐渐失去催化活性。过渡金属氧化物具有成本低、合成可控、生物相容性好、化学稳定性好、催化活性高和对葡萄糖吸附能力强等突出优点[31 - 33]，而被广泛用于无酶型葡萄糖传感器的研究。过渡金属氧化物催化氧化葡萄糖的反应主要是由不同价态金属氧化还原对之间的电子转移引起的。由于发生的是可逆反应，因此在反应过程中电活性物质的损耗几乎可以忽略不计。它还避免了电极中毒现象，大幅度提高了电极的稳定性与重现性。因为金属氧化物的导电能力较弱，研究者常将其与导电基底结合用于构建传感器。

3.1 基于NiO的传感器

NiO是一类极具吸引力的葡萄糖电催化剂。该材料对葡萄糖的催化氧化是基于电极表面Ni(OH)2/NiOOH氧化还原电对[34]进行。金属Ni对于葡萄糖也有一定的催化活性，然而与金属Ni相比，作为带隙为3.6 eV的p型半导体[35]，NiO在空气和溶液中更加稳定，并且具有良好的抗氯中毒能力。多种形貌的NiO被应用到葡萄糖传感器的构建中。Soomro等人[36]以L-半胱氨酸为结构导向剂，采用水热法合成了新型的刺猬型的NiO纳米结构，对葡萄糖表现出极快的电化学响应和良好的选择性。Ibupoto等人[37]则以甘氨酸作为生长调节剂，合成了NiO纳米笼，用作电极材料，构建了高灵敏非酶型葡萄糖传感器。另外还有NiO纳米片[38]、NiO纳米球[39]等纳米结构也常被用于构建无酶型葡萄糖电化学传感器。

纳米材料的分散性对其催化性能有非常大的影响，聚集的材料会降低其比表面积，掩盖材料的活性位点。Rajendran等人[40]利用TiO2的缺陷表面使得Ni2+和Ni3+分散在其表面，合成了NiO -TiO2介孔纳米复合材料。将得到的复合材料滴加在玻碳电极(GCE)上，形成NiO -TiO2/GCE非酶葡萄糖传感器电极。Ni离子分散在TiO2纳米粒子表面，实现了有效地电荷转移过程，避免了长时间检测过程中的团聚现象，具有极好的长期稳定性和灵敏度。为了进一步改善对葡萄糖的催化活性，也有研究者将NiO与其它同样具有催化性能的材料结合用于检测葡萄糖。通过掺杂其他金属元素可以改善过渡金属氧化物导电性差的缺点，进而增强金属氧化物对葡萄糖的电催化性能。Gao等人[41]通过简单的热液工艺合成了Mn掺杂的NiO木耳型纳米材料(Mn-NiO)，然后在碱性条件下用于生物葡萄糖传感。与常规NiO传感器相比，基于Mn-NiO的传感器对葡萄糖氧化反应具有更高的电催化性能。将石墨烯、碳纳米管等碳材料与新型纳米材料复合，也是葡萄糖传感器材料研发的重要方向。Zhang等人[42]通过简单的水热法合成了Ni基配位聚合物和还原氧化石墨烯(rGO)作为前体，随后通过热解形成了核壳结构的N掺杂NiO@rGO微球。一方面微球的层状结构可以提供丰富的活性位点，用于目标分子的吸附。另一方面，NiO和rGO的协同效应增大了材料的催化活性。这种微球在检测葡萄糖方面表现出优异的性能。Chen等人[43]采用磁控溅射的方法，将高度分散的NiO纳米颗粒固定到垂直排列的碳纳米管上，制备了NiO/MWCNTs纳米复合材料。纳米复合电极在碱性溶液中对葡萄糖的氧化具有较高的电化学活性，有效地避免了抗坏血酸、多巴胺、尿酸、乳糖和果糖等常见干扰物的氧化干扰，已成功用于分析人血清中的葡萄糖浓度。

表1列出了基于NO的葡萄传感器的性能比较。

表1 基于NiO的葡萄糖传感器性能比较

3.2 基于CuO的传感器

CuO用作葡萄糖的电催化剂时，其作用机理与NiO类似。碱性条件下，电极表面的CuO处于较高的电位时，被氧化为CuOOH或Cu(OH)4。高价态的Cu将葡萄糖催化氧化为葡萄糖内酯，通过水解反应，葡萄糖内酯进一步被氧化为葡萄糖酸[50]。但Cu基电极表面会随着电化学反应的进行而被腐蚀，并且在表面具有强吸附的氯离子会阻碍催化性能，同时Cu电极对糖类物质的选择性较差。因此，研究者通过合成不同形貌的CuO纳米材料修饰电极，以实现对葡萄糖的高效电化学检测。Li等人[51]采用水热法合成了CuO纳米片，然后利用Nafion将CuO纳米片固定在GCE表面构建了一种非酶型葡萄糖传感器。Yang等人[52]通过科肯德尔效应，采用水热法制备了CuO微管(MTs)，并将其作为电催化活性材料，用于葡萄糖电化学检测，检测限低至307 nmol/L，响应时间在2 s内。Wu等人[53]通过金属-有机凝胶(MOG)前体直接热解，制备了具有高表面积的CuO纳米颗粒，在葡萄糖氧化反应中表现出优异的电催化活性。Luo等人[54]以Cu金属有机骨架(Cu-MOFs)微棒为原料，合成了一种CuO多孔纳米球堆积结构，并讨论了表面形貌对葡萄糖传感性能的影响。在人工唾液中进行葡萄糖检测，它在低浓度范围(5 μmol/L～1.165 mmol/L)显示出良好的无创传感性能。通过核壳结构包裹并固定催化材料是一种增强材料稳定性和选择性的有效途径。Cheng等人[55]采用界面共组装的方法，合成了一种由网状SiO2包裹的CuO核壳结构复合材料，并利用所得复合材料构建了一种新型的无酶葡萄糖生物传感器。具有中孔和微孔的分层多孔结构有利于选择性地富集葡萄糖，使葡萄糖快速氧化成葡萄糖酸。此外，SiO2壳中的介孔可以有效地抑制CuO纳米粒子的损失，并阻止大的干扰物质或生物大分子扩散到空穴中。

先制备催化材料再将其固定到电极表面的方法，大多需要加入壳聚糖和Nafion等聚合物作为粘合剂。这类粘合剂往往对葡萄糖没有催化活性，还可能会导致催化材料性能的降低。为了降低电极表面聚合物粘结剂对电子传递的阻碍和材料活性位点的掩蔽，研究者开始直接在电极表面生长或沉积催化材料。Felix等人[56]通过共沉积法在玻碳电极表面制备了Au-CuO纳米复合材料，Au的加入改善了CuO的导电能力。在碱性介质中，修饰电极对葡萄糖的氧化具有较高的电催化活性。该电极对葡萄糖具有良好的选择性，并具有良好的长期稳定性，可用于测定实际人体尿样中的葡萄糖。Luo等人[57]通过电化学氧化的方式，在修饰了石墨烯纳米片的GCE上电沉积CuO纳米颗粒。该修饰电极对葡萄糖有良好的电催化活性和稳定性，已成功用于临床人体血清中血糖含量的测定。Caroline等人[58]将CuO纳米线与聚对苯二甲酸乙二醇酯薄膜结合，构建透明柔性非酶葡萄糖传感器。该传感器有望发展成为一种柔性的可穿戴、实时监控血糖的器件。

基于CuO的葡萄糖传感器性能比较列于表2。

表2 基于CuO的葡萄糖传感器性能比较

3.3 基于ZnO的传感器

ZnO纳米材料的结构多样，具有高电子迁移率、化学性质稳定、高生物相容性和高电化学活性等优点，并且能够促进酶的吸附，是制备酶生物传感器的理想选择[64 - 66]。然而，ZnO却很少被用于制备无酶型葡萄糖传感器，因其需要在相对较高的电位下进行[25]。2011年，Dar等人[67]首次报道了ZnO纳米棒修饰GCE作为无酶型葡萄糖传感器，灵敏度可达5.601 μA/(mmol/(L·cm2))。该研究表明，合成的ZNO纳米棒可以作为高效的电子传递介质，用于制备高效的非酶葡萄糖传感器。ZnO对于葡萄糖的响应信号强度远低于其他常见的过渡金属氧化物，研究者经常将ZnO与其他金属氧化物复合使用。Marie等人[68]采用溶胶-凝胶法和水热法，在导电玻璃衬底上制备了取向良好Fe2O3功能化的ZnO纳米棒，用于构建葡萄糖传感器。Zhou等人[69]采用共电纺丝技术合成了不同厚度的3D多孔ZnO-CuO层状纳米复合材料(HNCs)用于构建无酶型葡萄糖传感器。该研究还比较了ZnO和CuO在电催化氧化中的作用，结果表明ZnO在该实验中基本上对葡萄糖没有催化作用，主要起到加快电子转移的作用。在最优的实验条件下，该传感器灵敏度可达3 066.4 μA/(mmol/(L·cm2))。石墨烯具有良好的导电性和化学稳定性，是目前应用最广泛的构建电化学传感器的纳米材料。Rafiee等人[70]采用石墨烯纳米板(GNPs)修饰ZnO NWs，制备了一种高性能的葡萄糖传感器，实验结果表明该传感器的葡萄糖检测性能有了明显的改善。与其他金属氧化物相比，ZnO的生物相容性更高并具有一定的抗菌性。ZnO还是一种光敏材料，利用其光电效应可能是提高葡萄糖传感器性能的有效途径。至今为止对于ZnO在无酶葡萄糖传感器上的研究还比较少，但其优良的电化学性能决定了其在该方面有着广阔的应用前景。

基于ZnO的葡萄糖传感器的性能比较列于表3。

表3 基于ZnO的葡萄糖传感器性能比较

3.4 基于Co3O4的传感器

Co3O4因其成本低、无毒性、较好的导电性能和电催化性能[79,80]，在电化学方面有着广泛的应用。2010年，Din等人[81]首次将Co3O4用于构建无酶型葡萄糖传感器。他们采用静电纺丝和煅烧的方法制备了Co3O4纳米纤维(NFs)，用Nafion将其固定到GCE表面，对葡萄糖的电化学氧化进行了探究。实验结果表明工作电极表面的CoO2/CoOOH氧化还原电对在催化氧化葡萄糖过程中起了关键作用。Hou等人[82]以MOFs为模板合成了直径约20 nm的Co3O4纳米粒子，将其固定到GCE上，得到了无酶型葡萄糖和H2O2传感器。研究表明该材料在碱性介质中对葡萄糖和H2O2有良好的电催化活性。为了进一步提高Co3O4的催化性能和稳定性，也有研究者通过掺杂其他纳米材料来提高其电化学性能。Wang等人[83]以碳纳米管(CNTs)为载体，通过直接原位生长金属有机框架(MOF-67)，成功地制备出了Co3O4@CNTs三维多孔纳米复合材料，作为高性能无酶催化剂。相互交联的Co3O4@CNTs构成了连续有效电子输运网络，其优异导电性赋予了该材料更高的电化学性能。该材料对葡萄糖氧化具有明显的电催化活性。Vilian等人[84]将Co3O4的MOFs材料与rGO混合，通过水热法得到了rGO-Co3O4纳米复合材料，并将其用于葡萄糖传感器。所得的六角形Co3O4均匀的分布在石墨烯薄片上，提高了电极材料的导电性。rGO-Co3O4复合材料修饰电极的检出限为0.4 μmol/L。Kim等人[85]提出了一种简单合成Co氧化物掺杂的多通道碳纳米纤维(P-Co-MCNFs)作为电极材料。在含氧的条件下等离子体曝光分离聚合物纳米纤维，在碳结构中直接形成Co3O4组分。P-Co-MCNFs不但能够用于构建超级电容器，在无酶型传感器的应用中，对葡萄糖分子也具有良好的灵敏度和选择性。在Co3O4纳米材料中掺杂其他元素也是提高其对葡萄糖电催化性能的有效途径。Yang等人[86]首次将S掺杂的Co3O4用于电催化氧化葡萄糖，探究了S掺杂对催化性能的影响。实验结果表明S掺杂能够显著提高Co3O4对葡萄糖的电催化氧化活性，复合材料的灵敏度可达684.7 μA/(mmol/(L·cm2))。Chowdhury等人[87]采用一种简单的溶液沉积工艺制备了掺杂Zn的Co3O4电极，提高了电荷转移性能，使得Zn@Co3O4材料的电化学性能比原始Co3O4材料有了明显的提高。

基于Co3O4的葡萄糖传感器的性能比较列于表4。

表4 基于Co3O4的葡萄糖传感器性能比较

4 结论与展望

金属氧化物用于构建无酶型葡萄传感器具有非常明显的优势，如成本低廉、稳定性高、灵敏度高等。然而单一的金属氧化物对葡萄糖的电催化性能并不理想。研究者通过在金属氧化物中掺杂其他元素，或将其与不同的纳米材料有机结合等方式来制备具有更高电催化活性和更稳定的材料。材料科学的迅速发展为无酶型葡萄糖电化学传感器电极材料的制备带来了许多新的途径。现今电极材料的制备方法多种多样，如电化学沉积法[95]、水热法[96]、溶胶-凝胶法[97]等。研究表明NiO、CuO、ZnO和Co3O4等过渡金属氧化物均对葡萄糖具有一定的电催化活性。基于金属氧化物的电化学传感技术突破了酶型传感器的局限性，有望成为快速、灵敏、选择性测定葡萄糖水平的下一代传感工具。许多基于金属氧化物的葡萄糖传感器还具有可重复使用和成本低廉的优点。与现有的一次性试纸相比，可重复使用的电化学传感器无疑是一种很有前途的低成本葡萄糖检测平台。

当然这一类传感器仍旧存在一定不足。基于金属氧化物的葡萄糖传感器的线性范围大多不够宽，并且多数都需要在碱性条件下才能进行检测。这些都将导致该类传感器无法直接用于检测未经处理的血糖样品，进而影响其商业化的潜力。因此还需要进一步研究能够在中性条件对葡萄糖有较强的响应、较好的选择性以及足够低的检测限的材料。当然我们也可以通过非侵入式检测其他体液(汗液、尿液和唾液)中葡萄糖的含量来衡量血糖是否正常，因为在这些体液中葡萄糖含量相对较低。金属氧化物葡萄糖传感器的高灵敏度和抗氯中毒的能力在这一类检测中将更加合适。伴随着柔性传感技术的快速发展，将金属氧化物葡萄糖传感器与柔性传感技术结合，研制可穿戴式传感器，通过检测汗液中的葡萄糖含量从而实时监控血糖，这也将是今后的研究方向之一。