世界范围内糖尿病患者人数正在以前所未有的速度增长，而目前的血糖检测手段主要是通过指尖采血进行比色或酶电化学检测，均属于非连续性检测。微针（microneedle，MN）阵列可以无痛穿透皮肤表皮层到达真皮层，从而将药物的渗透率提高几个数量级，并可实现微量采样和检测功能。此外，虽然电化学酶基葡萄糖传感器具有良好的灵敏度、特异性选择性和较宽的线性范围，但存在检测时酶容易脱落、在较高电位下酶容易失活等问题。导电高分子聚3,4-乙烯二氧噻吩（PEDOT）具有低氧化电位、良好的稳定性、高电导率、快速电子转移的特性，在形成薄膜时可以提供较多的分子包埋位点，利于酶的固定，可作为修饰聚合物微针的材料。
据麦姆斯咨询报道，近期，北京化工大学的研究人员于《传感器与微系统》期刊发表题为“微针葡萄糖传感器的制备与性能研究”的文章，提出了一种将酶包覆在微针表面修饰材料导电高分子PEDOT中的方法。首先，基于熔融热压法制备了聚乳酸（PLA）微针阵列，然后在微针表面修饰导电银（Ag）层，再采用电沉积法将葡萄糖氧化酶（GOx）包埋在PEDOT高分子膜中，最后，用循环伏安（CV）法和计时电流法测定传感器的性能指标。
基于微针的葡萄糖传感器的结构设计
基于微针的葡萄糖传感器由内至外分为3层，如图1所示。第一层为微针基体层，所用材料为PLA，该材料具有可降解的特性；第二层为惰性金属层，材料选择具有较好导电性能的Ag，以用于连接外接电路；第三层（最外层）为包覆GOx的导电高分子层。PEDOT导电高分子层通过电沉积法制备，用该法制备PEDOT薄膜时可以很好地将GOx固定。
图1 基于微针的葡萄糖传感器的结构
微针阵列结构的表征
利用光学显微镜观测PLA微针外形结构，如图2所示。由图2（a）的测量结果可知，单个微针呈圆锥形，微针平均高度为548 μm ± 10 μm，基底直径和针尖平均直径分别为284 μm ± 15 μm和60 μm ± 10 μm。图2（b）为光学显微镜观察下的镀Ag微针结构，可以发现，阵列微针表面Ag层较完整、均匀。
图2 光学显微镜下未镀Ag的PLA和镀Ag后的PLA微针结构
循环伏安特性测试
为了确定PEDOT-GOx/Ag微针对葡萄糖的最佳响应，将修饰好的微针电极阵列浸入15 mmol/L的葡萄糖溶液中。给该体系施加扫描范围为0 V ~ 1 V、扫描速率为50 mV/s的三角波电压，进行循环伏安测试。图3给出了PEDOT-GOx/Ag微针在葡萄糖溶液中的CV测试结果。由测试结果可知，该传感器在0.42 V时对葡萄糖有最佳响应，其电流达到峰值2.38 mA，因此取该电位作为后续的工作电位。
图3 基于微针的葡萄糖传感器在10 mmol/L的葡萄糖溶液中的循环伏安测试
线性范围与灵敏度测试
首先，将PEDOT-GOx/Ag微针浸入PBS缓冲液（溶液体积为100 mL）中；然后，分批次向反应槽中加入90 mg葡萄糖粉末（葡萄糖浓度依次为5 mmol/L、10 mmol/L、15 mmol/L、20 mmol/L、25 mmol/L、30 mmol/L、35 mmol/L，整个过程都有磁力搅拌器进行搅拌），使用计时电流法进行连续响应测试，响应电流随时间变化结果图4所示。
图4 基于微针的葡萄糖传感器对葡萄糖的连续响应测试
取每个浓度中曲线稳定段的平均电流值，对其进行线性拟合，所得拟合曲线方程为y = 0.213x - 0.706（R² = 0.997）。如图5所示，计算出该基于微针的葡萄糖传感器的灵敏度为0.21 mA/（mmol/L），设计的微针传感器在葡萄糖浓度为5 mmol/L ~ 35 mmol/L中具有良好的线性度。
图5 基于微针的葡萄糖传感器对不同葡萄糖浓度的电流响应
响应时间测试
将基于微针的葡萄糖传感器在低浓度溶液里静止稳定一段时间后，向溶液中分两次分别加入9 mg葡萄糖粉末，通过电化学工作站对响应电流进行持续测量，所得响应曲线如图6所示。由曲线变化可以观察到，当两次向溶液中加入葡萄糖粉末时，响应电流分别由5.18 mA和5.6 mA迅速上升至8.10 mA和8.63 mA，后略微下降至5.6 mA和7.1 mA后趋于稳定。在加入葡萄糖粉末起始阶段，靠近微针工作电极的局部葡萄糖浓度迅速上升，随后因为转子搅拌和物质扩散作用，葡萄糖溶液的浓度趋于稳定。响应时间定义为加入葡萄糖粉末时的极限电流与未加粉末之时的电流的时间间隔。测试结果显示，该研究设计的基于微针的葡萄糖传感器的平均响应时间仅为9 s。
图6 基于微针的葡萄糖传感器的响应时间测试
抗干扰性测试
在存在外源性干扰物质（如抗坏血酸（AA）、尿酸（UA））的情况下，用标准葡萄糖溶液评估该传感器的选择性。这些干扰物具有与葡萄糖相似的氧化电位，可能影响葡萄糖的响应信号。将所有干扰物质溶解于PBS中，制备成5 mmol/L的样品（pH为7.4），并进行峰值试验。在施加正0.42 V的电位时，葡萄糖和干扰样品的电流响应变化如图7所示。由图中可知，当向溶液体系中分别滴加5 mmol/L AA和5 mmol/L UA干扰样品时，无明显电流波动；而当增大葡萄糖浓度时，电流迅速上升。这说明设计的微针传感器具有较好的葡萄糖传感特异性。
图7 基于微针的葡萄糖传感器的抗干扰测试
综上所述，该研究提出的基于微针的葡萄糖传感器制备流程相对简便，适合批量生产；且该传感器具有较优的性能，其线性范围为0 mmol/L ~ 35 mmol/L，灵敏度为0.21 mA/（mmol/L），响应时间为9 s；最后，该基于微针的葡萄糖传感器尺寸小、线性度好，可以集成到小型化、便携化设备当中，为微针无创检测人体生理指标的实际应用提供了一定技术基础。
论文链接：
http://dx.doi.org/10.13873/J.1000-9787(2023)01-0075-04
