Avances recientes en nanobiosensores híbridos de óxidos metálicos, grafeno y nanotubos de carbono

Resumen

Los nanobiosensores son analizadores prácticos, sensibles y convenientes que detectan agentes químicos y biológicos, convirtiendo los resultados en datos significativos mediante la interacción entre una molécula biológicamente activa y un elemento de reconocimiento inmovilizado en la superficie del transductor de señal mediante un detector fisicoquímico. Debido a sus características operativas rápidas, precisas y fiables, los nanobiosensores se utilizan ampliamente en aplicaciones clínicas y no clínicas, pruebas en el punto de atención, industria textil médica, monitorización ambiental, seguridad alimentaria, etc. Desempeñan un papel crucial en estas aplicaciones críticas. Por tanto, el diseño de la interfaz de biosensibilización es esencial para determinar el rendimiento del nanobiosensor. Las propiedades químicas y físicas únicas de los nanomateriales han allanado el camino para nuevos y mejorados dispositivos de detección en biosensores. La creciente demanda de dispositivos con mayor capacidad de detección y selectividad, tiempo de respuesta corto, límite de detección inferior y bajo costo impulsa nuevas investigaciones sobre nanobiomateriales para su uso como andamios de biosensores. Entre todos los nanomateriales, los estudios sobre el desarrollo de nanobiosensores basados en nanoestructuras de óxidos metálicos, grafeno y sus derivados, nanotubos de carbono y el uso generalizado de estos nanomateriales como estructuras híbridas han atraído recientemente una gran atención. Las nanoestructuras híbridas creadas al combinar estas nanoestructuras satisfarán directamente las necesidades de los futuros biosensores gracias a sus altas actividades electrocatalíticas. Esta revisión aborda los avances recientes en estos nanomateriales y sus derivados, y su uso como andamios de biosensores. Hemos revisado estos nanomateriales populares evaluándolos mediante estudios comparativos, tablas y gráficos.

Introducción

Un biosensor es un dispositivo diagnóstico que convierte las señales de un analito biológico en una señal eléctrica medible y distinguible para la detección cualitativa y/o cuantitativa del analito, que puede estar entremezclado con otras sustancias fisicoquímicas [1]. El primer biosensor conocido fue desarrollado por Clark et al. [2] para la detección de oxígeno, y el primer electrodo enzimático amperométrico desarrollado por Clark y Lyons [3] fue un biosensor de glucosa basado en enzimas. A lo largo de los años, se han desarrollado biosensores basados en enzimas, tejidos, ácido desoxirribonucleico (ADN), y de tipo térmico, óptico y electroquímico. Los biosensores ofrecen resultados más estables y precisos que los métodos tradicionales en aplicaciones como diagnóstico clínico, sector biomédico, producción de alimentos y análisis [2, 4]. Además, con características como especificidad, selectividad, ahorro de costes con operación simple, análisis en tiempo real y uso continuo, se desarrollaron rápidamente diversos tipos de biosensores durante la segunda mitad del siglo y se han utilizado ampliamente en campos médicos, ambientales y forenses relacionados [5]. Su uso intensivo en estas áreas críticas de aplicación ha hecho surgir características anticipadas de un biosensor: alta sensibilidad, estabilidad, alta selectividad, larga vida útil, repetibilidad, simplicidad y bajo costo, amplio rango de medición y tiempo de respuesta rápido [6].

Según la Unión Internacional de Química Pura y Aplicada (IUPAC), los biosensores contienen tres componentes principales: elemento de reconocimiento biológico, componente transductor y sistema electrónico que a menudo se combina con el transductor. Como dispositivos integrados receptor-transductor, los biosensores pueden proporcionar información analítica cuantitativa o semicuantitativa selectiva utilizando un elemento de reconocimiento biológico [7] (Fig. 1). Dentro de este marco, ácidos nucleicos, enzimas, anticuerpos, receptores, microorganismos, células, tejidos e incluso estructuras biomiméticas pueden utilizarse como biorreceptores para la detección biológica.

El diseño de un biosensor es de gran importancia para una prueba rápida y conveniente en cualquier circunstancia o posición en la que pueda aparecer el analito. Dentro de ese diseño, los materiales del componente transductor también tienen un efecto significativo en la calidad de la detección. Los transductores físicos varían significativamente con la fuente de señal cuantificable y utilizan principalmente sistemas ópticos y electroquímicos [5]. Las características fisicoquímicas, electrónicas/ópticas/electroquímicas del material utilizado como transductor físico afectan directamente el rendimiento de los biosensores. Además, la eficiencia y efectividad de los biosensores están determinadas por las matrices, mediadores y estabilizadores utilizados para la inmovilización enzimática. Por tanto, las propiedades del material del que se produce el componente transductor físico juegan un papel crítico en la obtención de características como alta estabilidad de la señal y repetibilidad de los biosensores y en su selectividad. Entre los tres componentes mencionados de un biosensor, esta revisión se centra principalmente en los avances recientes en la funcionalización de la superficie de los componentes transductores utilizando nanomateriales.

Los transductores pueden clasificarse principalmente en cuatro clases: electroquímicos, bioluminiscentes, piezoeléctricos, calorimétricos y ópticos. La superficie del transductor puede modificarse utilizando muchos materiales funcionales diferentes para mejorar el rendimiento del sensor. Controlar la estructura, morfología y propiedades de estos materiales también puede ayudar de la misma manera. Entre estos materiales, los materiales a nanoescala, denominados nanomateriales, tienen un gran potencial para ser cruciales en el desarrollo de biosensores novedosos, adaptativos y altamente sensibles para una gama más amplia de aplicaciones con sus propiedades únicas dependientes del tamaño, como gran área superficial, conductividad eléctrica mejorada y alta reactividad química. Considerando estas propiedades extraordinarias, los nanomateriales han sido uno de los candidatos preferidos para cumplir los requisitos deseados para la construcción de biosensores altamente sensibles [6].

Para ser considerado un nanomaterial, al menos en una dimensión el tamaño debe estar entre 1 y 100 nm [8]. Debido a su tamaño extremadamente diminuto, en los nanomateriales la mayoría de los átomos existen cerca de la superficie o están presentes en ella. Estas nanopartículas (NP), al adquirir características notables como propiedades fisicoquímicas mejoradas, mayor área superficial, distancia acortada de los electrones, muestran una diferencia significativa en comparación con sus homólogos a escala macroscópica. Así, se mantendrían rendimientos mejorados en las propiedades ópticas, térmicas, eléctricas y magnéticas de esos materiales a nanoescala para ser altamente efectivos como componente de biosensor. Además, los materiales a nanoescala con mayor área superficial proporcionan un espacio adecuado para la inmovilización de un número suficiente de biorreceptores en la superficie de los electrodos. Por tanto, los investigadores han mostrado recientemente un gran interés en la producción, caracterización y uso de nanomateriales para aplicaciones de biosensores [9, 10].

Entre todos los nanomateriales, las MON (nanoestructuras de óxidos metálicos), el grafeno y sus derivados, y los CNT (nanotubos de carbono) han destacado por sus características únicas [11, 12]. Las MON exhiben propiedades catalíticas significativas debido a su impresionante diversidad morfológica, no toxicidad y biocompatibilidad. También debe señalarse que las MON proporcionan una estructura adecuada para la inmovilización de biomoléculas.

Su red cristalina que permite la modificación de los parámetros de la celda y las propiedades electroquímicas debido al efecto de confinamiento cuántico, y la controlabilidad de la banda prohibida al alterar sus propiedades superficiales afectando la conductividad y la reactividad química, las hacen altamente potenciales para ser utilizadas como elementos de biosensibilización y diferencian a las MON de sus homólogas a escala macroscópica [12, 13]. Además, para mejorar aún más estas propiedades mediante la formación de una estructura compuesta, las MON se han combinado recientemente extensamente con nanomateriales de carbono como el grafeno y los CNT para formar una nanoestructura híbrida. Hacerlo mejora la reactividad electroquímica para la detección y el diagnóstico para cumplir con los requisitos futuros como la sensibilidad y selectividad de un biosensor [14].

La hibridación de estos nanomateriales de carbono con las MON permite la producción de biosensores avanzados con una o más funciones equipados con propiedades ópticas, magnéticas y eléctricas superiores [14,15,16]. El grafeno y sus derivados pueden integrarse fácilmente con otros nanomateriales para crear materiales nanohíbridos y obtener la actividad electroquímica deseada [13, 17, 18]. Por ejemplo, en muchas aplicaciones, el grafeno se considera una herramienta útil para promover la transferencia de electrones a la respuesta redox de las proteínas [19]. Sin embargo, la estabilidad física del grafeno en el entorno biológico y su evaluación de toxicidad para las células sigue siendo controvertida [20,21,22]. Por otro lado, los CNT, a diferencia del grafeno, tienen características ópticas variables debido a su quiralidad cambiante, lo que los hace ventajosos frente al grafeno en aplicaciones de biosensores ópticos [23]. Los CNT, con una capacidad electroquímica excepcional, son fácilmente modificables químicamente y tienen una alta relación área superficial/volumen como el grafeno [24]. En términos de propiedades superficiales, cuando se exponen a un ambiente, aunque el grafeno queda expuesto con todo su volumen debido a su naturaleza bidimensional de monocapa, esta exposición es limitada en el caso de los CNT unidimensionales (1D) [25]. Además, se ha informado muchas veces en estudios previos que el grafeno tiene mayor selectividad contra interferencias debido a sus excelentes propiedades de detección biomolecular y relación señal-ruido en comparación con los CNT. Esto se debe principalmente a los bordes grafíticos libres de metal del grafeno con una alta área superficial. No obstante, existen problemas como la perturbación de la señal en biosensores basados en CNT debido a la presencia de catalizadores metálicos residuales [25]. Con todos los aspectos mencionados, los nanohíbridos formados por la combinación de estructuras de grafeno y/o CNT podrían desempeñar un papel vital en el diseño de biosensores avanzados, y la compensación de las desventajas de ambos materiales mediante la formación de una estructura compuesta a partir de ellos superaría estos problemas y maximizaría la detección. Aprovechando la cooperación creada por la estructura compuesta de MON, grafeno y CNT, parece indispensable proporcionar una amplificación de señal mejorada y preparar estrategias de bioafinidad avanzadas, resultando en el desarrollo de dispositivos de biosensibilización mejorados para cumplir con los requisitos futuros. Por tanto, dentro del alcance de esta revisión, nos hemos centrado en biosensores basados en MON, grafeno y CNT realizados recientemente. Además, se ha discutido el papel crítico del uso de estos nanomateriales, no solo por separado, sino también juntos, en la producción de biosensores con propiedades superiores obtenidas por su combinación. Evaluando expectativas y desafíos futuros, nos gustaría presentar una perspectiva alternativa para futuros estudios.

Biosensores basados en nanoestructuras de óxidos metálicos

Los óxidos metálicos (MO) han sido candidatos esenciales para aplicaciones de sensores desde los estudios iniciales de biosensores en 1954 [26, 27]. Los MO pueden sintetizarse en diversas nanomorfologías como NP [28, 29], nanofibras [30], nanoesferas (NE) [31], nanobarras [32], nanotubos y nanohilos (NH) [33], nanoláminas [34, 35]. Además de la versatilidad morfológica, las MON ofrecen algunas ventajas: alta relación superficie/volumen, no toxicidad, buena biocompatibilidad, estabilidad química, excelente selectividad, limitación de electrones y fonones, alta eficiencia catalítica y fuerte capacidad de adsorción, características de interfaz fisicoquímica [36,37,38,39,40]. Además, las MON pueden producirse mediante métodos relativamente fáciles y rentables como pulverización catódica por radiofrecuencia (RF) [41,42,43], evaporación térmica [44, 45], deposición química de vapor asistida por plasma (PECVD) [46, 47], epitaxia de haz molecular [48], técnica sol-gel [49], proceso de deposición electroquímica [50] y método hidrotérmico [51]. Estas características significativas han convertido a las MON en uno de los materiales más deseados para aplicaciones biomédicas y el mercado de biosensores. Las publicaciones sobre MON de 2010 a 2020 fueron analizadas y se presentan en la Fig. 2 con un gráfico circular que muestra la distribución de aplicaciones biomédicas de las MON.

Por otro lado, predominantemente en años recientes, diversas MON como ZnO, Fe₃O₄, CuO, NiO, TiO₂, MgO se han producido continuamente como biosensores versátiles y funcionales durante mucho tiempo [44, 52]. Entre las MON, el ZnO y el Fe₃O₄, debido a sus amplias aplicaciones, se consideran miembros prominentes en la construcción de biosensores [53, 54].

Nanoestructuras de ZnO

Las nanoestructuras de ZnO desempeñan un papel extenso en la fabricación de nuevos biosensores nanoestructurados debido a sus propiedades únicas, incluyendo un alto punto isoeléctrico (PIE ~ 9,5) [55], banda prohibida ancha, característica útil de comunicación electrónica, alta estabilidad química, buena biocompatibilidad y piezoelectricidad. Especialmente, su alto punto isoeléctrico explica claramente por qué el ZnO es el óxido metálico más prevalente empleado en tecnologías de biosensibilización. Además, el ZnO puede utilizarse en todas las aplicaciones clínicas o no clínicas ya que es un material ambientalmente amigable y seguro [53, 54, 56]. Por ejemplo, Akhtar et al. [57] desarrollaron un biosensor óptico sin reactivos basado en el mecanismo de mejora de fluorescencia para la detección de amiloide en el diagnóstico de enfermedades neurodegenerativas como el Alzheimer y la diabetes tipo II dependiente de insulina, utilizando nanoestructuras de ZnO en forma de flor que tienen una mayor área superficial. Además, se ha informado que la nanoflor de ZnO es un material que mejora el rendimiento y proporciona un biosensor de amiloide más rápido y rentable [57]. Además, Zong y Zhu [54] fabricaron un biosensor de glucosa usando un transistor de efecto de campo (FET) basado en nanobarras de ZnO relacionado con la monitorización continua de glucosa portátil para personas con diabetes mediante método hidrotérmico. Lograron un biosensor de alto rendimiento con una alta sensibilidad de 1,6 mA/µM cm² con una diminuta área de detección de 180 µm² y un límite de detección de 1 µM bajo el favor de la gran relación superficie-volumen de las nanobarras de ZnO [54]. Sahyar et al. [58] desarrollaron un nuevo biosensor basado en NP de ZnO dopadas con Ag para la detección temprana de deterioro de carne. Como resultado de su análisis con un electrodo modificado con enzima xantina oxidasa (XO) (nanoAg-ZnO/polipirrol (PPy)/electrodo de grafito de lápiz), afirmaron que el biosensor enzimático obtenido mostraba alta selectividad con sensibilidad de 0,03 μA/mM y bajo límite de detección de 0,07 μM [58].

En otro estudio, Yue et al. [59] desarrollaron con éxito un biosensor ideal de dopamina (DA) basado en electrodos de espuma de grafeno/arreglos de nanoconos de ZnO/NP de Au. En sus caracterizaciones, demostraron que el electrodo modificado tiene una alta sensibilidad (4,36 μA μM⁻¹) y un bajo límite de detección (0,04 μM, S/N = 3) en la detección de DA. Además, informaron que el electrodo basado en nanoconos de ZnO exhibió excelente selectividad, buena reproducibilidad y estabilidad bajo interferencia de ácido úrico (AU). También enfatizaron que el electrodo tiene un tremendo potencial en medicina y atención sanitaria [59]. En el mismo año, Qian et al. desarrollaron un detector electroquímico de glucosa usando NP de ZnO. El sensor consiste en un nano-bigote de CeO₂ decorado con NP de ZnO, y afirmaron que la nanoestructura compuesta ZnO/CeO₂ tiene una amplia área superficial, no toxicidad y alta actividad electrocatalítica. El nanocompuesto mostró un rendimiento extraordinario para detectar glucosa con un rango lineal de 0,5–300 μM y un límite de detección (LOD) de 0,224 μM (40 ppb). También enfatizaron que el sensor nanocompuesto mostró una excelente relación lineal entre la intensidad de la señal de corriente y la concentración de glucosa (R² = 0,99944) [60]. Otro biosensor de glucosa fue desarrollado por Rafiee et al. [61] combinando nano-plaquetas de grafeno (GNP), conocidas por su alta conductividad y estabilidad química, y nanohilos de ZnO (NH), conocidos por ser sensibles a la glucosa. En su estudio, modificaron la estructura del dispositivo como un biosensor de glucosa sintetizando NH de ZnO en películas delgadas de GNP en tres concentraciones diferentes (0,5, 1 y 2 mg), definidas como GNP1, GNP2 y GNP3. El sistema mostró que el efecto dual de NH de ZnO y GNP condujo a la mejora perfecta para un biosensor de glucosa eficiente. Por ejemplo, observaron que para bajas concentraciones de glucosa, la respuesta del dispositivo aumentaba al incrementar la cantidad de grafeno en la solución, y el tiempo de respuesta del sensor disminuía con el aumento del número de GNP. Además, informaron que la estabilidad a largo plazo, es decir, la relación resistencia-concentración consistente, un criterio importante para un biosensor ideal, se observó en muestras modificadas con GNP tras exposición a 30 mg/dL de glucosa durante 30 días. En consecuencia, presentaron un biosensor de glucosa ideal con características útiles: tiempo de respuesta de 5 s, rango de detección de 0,003–30.000 mg/dL y estabilidad eléctrica a largo plazo [61]. Además de estos estudios, otros estudios recientes recientes usando diferentes nanoestructuras de ZnO para la detección de diversas enzimas se muestran en la Tabla 1.

Considerando los estudios actuales mostrados en la Tabla 1, se puede expresar que las estructuras de ZnO producidas mediante numerosos métodos con morfologías variables continúan utilizándose ampliamente debido a su facilidad de integración en estructuras compuestas. Las alternativas de producción y la versatilidad morfológica, así como la formación de nanoestructuras compuestas e híbridas con otros nanomateriales, especialmente con nanoestructuras de carbono, ofrecen un potencial extraordinario a las estructuras de ZnO en términos de cumplir las propiedades esperadas con plena eficiencia en un biosensor ideal.

Nanoestructuras de Fe₃O₄

En años recientes, la nanoestructura de Fe₃O₄ ha despertado gran interés en muchas aplicaciones prometedoras, incluyendo biosensores, administración de fármacos, separación celular y farmacia, gracias a sus propiedades superiores como buena biocompatibilidad, baja toxicidad, superparamagnetismo, actividad catalítica y facilidad de preparación y modificación. Las NP magnéticas de Fe₃O₄ son apropiadas para la inmovilización de biomoléculas deseadas como enzimas [73,74,75,76] debido a su simple capacidad de separación del medio por su naturaleza magnética [77]. Las NP magnéticas de Fe₃O₄ y sus derivados se han utilizado extensamente en tecnología de biosensores, y se han discutido diversos estudios atractivos en la literatura [75, 78]. En este contexto, Sanaeifar et al. [75] diseñaron un nuevo biosensor electroquímico para detección de glucosa. Evaluaron el rendimiento electroquímico del nanocompuesto preparado dispersando NP magnéticas de Fe₃O₄, producidas mediante el método de co-precipitación, en alcohol polivinílico (PVA). Informaron que las NP de Fe₃O₄ en la matriz de PVA, con excelentes propiedades catalíticas contra la glucosa oxidasa inmovilizada, aumentaron las tasas de transferencia de electrones entre la enzima y la superficie del electrodo. El bioelectrodo preparado podía medir glucosa en el rango de 5 × 10⁻³ a 30 mM con una sensibilidad de 9,36 µA mM⁻¹ y mostraba un límite de detección inferior a 8 µM [75]. Dong et al. [79] desarrollaron sensores basados en nanoesferas (NE) núcleo-capa Ag/Fe₃O₄, producidos mediante un enfoque solvotérmico simple, para ser utilizados en la detección de hidracina para protección ambiental. Informaron que el sensor de hidracina de alto rendimiento tiene un tiempo de respuesta de 2 s, un rango lineal de 0,25–3400 µm, una sensibilidad de 270 μA mM⁻¹ cm⁻² y un límite de detección de 0,06 μM. Comparando las cifras, se desarrolló un sensor de hidracina muy superior a otros sensores en la literatura [79].

En otro estudio, Sriram et al. [80] desarrollaron un nanocompuesto de NE de Fe₃O₄/óxido de grafeno reducido (rGO) para detectar AU en muestras de orina y suero sanguíneo. Como resultado de su análisis electroquímico, los nanocompuestos de NE de Fe₃O₄/óxido de grafeno reducido (rGO), con alta estabilidad y repetibilidad, mostraron un excelente pico de reducción electroquímica. Además, enfatizaron que el rango lineal del sensor de AU que desarrollaron estaba entre 0,02 y 783,6 µM, y el LOD era de 0,12 nM [80]. Del mismo modo, Cai et al. [81] desarrollaron un nuevo biosensor para detección de DA combinando óxido de grafeno (GO) y Fe₃O₄. En su estudio, sintetizaron con éxito el compuesto ternario Fe₃O₄/GO/grafeno prístino (PG) por métodos de dispersión y co-precipitación. Posteriormente, depositaron el nanocompuesto sobre el electrodo de trabajo, electrodo de carbono vítreo (GCE), por técnica de gota. La corriente de pico más alta se registra para las estructuras Fe₃O₄/GO/PG en voltametrías cíclicas (CV). De manera similar, informaron que la corriente de pico más alta en presencia de DA pertenece a la muestra Fe₃O₄/GO/PG/GCE. También destacaron un aumento en la corriente de pico para la muestra Fe₃O₄/GO/PG/GCE debido al aumento de la concentración de DA. Finalmente, Cai et al. afirmaron que el sensor electroquímico podía utilizarse eficazmente en la detección de DA [81]. Algunos estudios representativos sobre nanoestructuras de Fe₃O₄ como componente de biosensor se muestran en la Tabla 2.

A pesar de sus propiedades superiores, las nanoestructuras magnéticas de Fe₃O₄ tienen problemas restrictivos en aplicaciones de biosensores y biológicas. Debido a su alta energía superficial, reactividad química y fuertes interacciones magnéticas, son increíblemente propensas a la aglomeración, creando dificultades en la estabilización de las nanoestructuras magnéticas de Fe₃O₄. Para superar este problema, la superficie de las nanoestructuras de Fe₃O₄ se recubre con capas de polímero [95]. Sin embargo, recubrir la superficie con polímero puede disminuir la eficiencia en términos de aplicaciones de biosensores electroquímicos. Así, en la estabilización de nanoestructuras magnéticas de Fe₃O₄, pueden utilizarse biomoléculas como genes, células, enzimas, proteínas y otras nanoestructuras esenciales (grafeno, CNT, puntos cuánticos, NP, etc.). Por tanto, puede predecirse que los sistemas complejos nanohíbridos y nanocompuestos basados en nanoestructuras magnéticas de Fe₃O₄ se convertirán en un fenómeno en la producción de biosensores de nueva generación en el futuro.

En definitiva, los biosensores basados en MO que incorporan diversas nanoestructuras presentan funciones únicas y novedosas en aplicaciones prácticas e industriales. Las nanoestructuras de MO impactan fuertemente en el diseño de biosensores altamente sensibles, rápidos y estables debido a sus propiedades inigualables. Además, cada tipo de nanoestructuras y óxidos de metales incluye sus ventajas. Por tanto, es probable que nuevos avances en dispositivos de detección tengan lugar en biotecnología. Además, se observa que las nanoestructuras de carbono han recibido mucha atención en estudios recientes, y las MO se usan junto con ellas. Por tanto, la segunda parte de este trabajo se centrará en los dos nanocarbonos más comúnmente utilizados (grafeno y CNT) en biosensores.

Biosensores basados en grafeno y sus derivados

El grafeno es uno de los alótropos de carbono más populares, al igual que el grafito, los CNT, el fulereno, el diamante. Es una capa bidimensional de átomos de carbono hibridizados sp². Tras el descubrimiento del grafeno por Geim y Novoselov, ha atraído una enorme atención mundial en diversas disciplinas como electrodos transparentes, almacenamiento de energía, administración de fármacos, biosensores, supercondensadores, baterías y catálisis [96, 97]. El grafeno, al igual que muchos otros nanomateriales, puede sintetizarse mediante métodos top-down (exfoliación mecánica, exfoliación química y síntesis química) y bottom-up (pirolisis, crecimiento epitaxial, deposición química de vapor (CVD)) [97]. Diferentes métodos de producción conducen a la presencia de numerosos materiales tipo grafeno como grafeno, GQD, GO, rGO, nanocintas de grafeno (GNR), nanomalla, nanoláminas [98]. Los derivados más utilizados se muestran en la Fig. 3.

El grafeno tiene buena conductividad térmica (5000 W/mK), alta movilidad electrónica a temperatura ambiente (250.000 cm²/V s), gran área superficial (2630 m²/g), alto módulo de elasticidad (21 T Pa) y buena conductividad eléctrica [99]. Además, el espesor atómico de las láminas de grafeno y su gran área superficial proporcionan sensibilidad del material frente a cambios en las condiciones. Así, las características superficiales del grafeno, en las que cada átomo puede contactarse directamente, lo hacen sensible al entorno. Por tanto, es un excelente candidato para aplicaciones de sensores en comparación con otros materiales [4, 100, 101]. Los estudios de la última década relacionados con el grafeno y sus derivados fueron analizados y se presentan en la Fig. 4 con un gráfico circular que muestra la distribución de aplicaciones biomédicas del grafeno. Puede afirmarse que los investigadores se centran principalmente en el campo de los biosensores debido a las características del grafeno mencionadas anteriormente.

Como se mencionó en la primera sección, algunos biosensores se preparan combinando grafeno y derivados del grafeno con MON. En esta parte de la revisión, nos centramos en biosensores basados en grafeno y sus derivados. Una representación general y mecanismo de biosensores basados en grafeno se muestran en la Fig. 5. Aquí, los analitos interactúan con el grupo funcional(es) en la superficie del grafeno, y pueden obtenerse salidas electroquímicas, ópticas u otras basadas en esta interacción [96, 97, 103]. Por ejemplo, Mani et al. [104] desarrollaron un nanobiocompuesto ternario basado en nanocintas de rGO/CNT de pared múltiple/quitosano para la detección sensible y selectiva de H₂O₂ y NO₂⁻. Exploraron las propiedades beneficiosas del biosensor en solución de limpieza de lentes de contacto y muestra de carne. Informaron que para H₂O₂, el sensor basado en nanobiocompuesto tenía una sensibilidad de 0,616 µAµM⁻¹ cm⁻², límite de detección de 1 nm y rango lineal de 0,001–1625 µM, mientras que para NO₂⁻ estos valores eran 0,643 µAµM⁻¹ cm⁻², 10 nm y 0,01–1350 µM, respectivamente. Así, demostraron que el sensor basado en grafeno podía utilizarse eficazmente en aplicaciones médicas y seguridad alimentaria [104]. Otro sensor de H₂O₂ basado en grafeno fue preparado por Yin et al. [105]. En su estudio, Yin y colaboradores sintetizaron aerogeles de grafeno tridimensionales (3D) conductores (GA) decorados con NP de Ni₃N usando el método hidrotérmico. Como resultado de su caracterización, mostraron que los compuestos Ni₃N/GA obtenidos podían aplicarse no solo para H₂O₂ sino también para determinación de glucosa. Informaron que el electrodo basado en Ni₃N/GA, en la determinación de H₂O₂, demostró alto rendimiento electroquímico con rango de detección de 5 µM–75,13 mM, sensibilidad de 101,9 µA mM⁻¹ cm⁻² y bajo límite de detección de 1,80 µM. Además, para determinación de glucosa, enfatizaron que el electrodo diseñado tiene un rango de detección de 0,1–7645,3 µM, límite de detección de 0,04 µM y sensibilidad de 905,6 µA mM⁻¹ cm⁻² [105].

Puede decirse que recientemente ha habido un intenso interés en biosensores basados en grafeno para la detección práctica de glucosa (Tabla 3). Por ejemplo, Đurđić et al. [106] sintetizaron con éxito un biosensor de un solo uso basado en GNR decorados con Bi₂O₃ por co-precipitación. Como resultado de su caracterización, demostraron que el sensor obtenido tenía un límite de detección de 0,07 mM, rango lineal de 0,28–1,70 mM y sensibilidad de 64,81 μA/mM cm². Así, propusieron que el sensor basado en grafeno podía detectar glucosa en suero sanguíneo y muestras de orina de forma reproducible y estable [106]. En el mismo año, Lu y equipo diseñaron con éxito un útil biosensor de glucosa mediante síntesis hidrotérmica en una sola olla de un hidrogel de grafeno poroso dopado con nitrógeno tridimensional (NHGH) con nanoflores de NiCo₂O₄ (NHGH/NiCo₂O₄). Modificaron el GCE con el nanocompuesto obtenido y evaluaron el rendimiento electroquímico del electrodo modificado en la determinación de glucosa. Primero, obtuvieron CV en solución de NaOH 0,1 M, con velocidad de barrido de 50 mV s⁻¹, para examinar el rendimiento catalítico electroquímico. Informaron que el NHGH/GCE tiene una corriente de pico de oxidación aumentada de 0,5 V que la débil corriente de pico anódico del GCE desnudo. Además, en su estudio, observaron que el par de picos redox es visible, lo que indica que la actividad electroquímica de NHGH/NiCo₂O₄/GCE es la más alta comparada con otros electrodos. Atribuyeron esta mejora al área superficial extendida del grafeno, buena conductividad y reacciones redox de Co y Ni. Además, mostraron los rendimientos catalíticos electroquímicos de los electrodos en la adición de 5,0 mM de glucosa. Interpretaron el NHGH/NiCo₂O₄/GCE con la corriente de pico más alta a 0,5 V como una clara indicación de que la oxidación de glucosa podía catalizarse mejor que en otros electrodos debido al efecto dual de NiCo₂O₄ y NHGH. También informaron que las corrientes de pico aumentaban linealmente con el aumento de la concentración de glucosa y el sensor de glucosa basado en NHGH/NiCo₂O₄ exhibía una amplia relación lineal entre la corriente de pico y la concentración de glucosa en los rangos de 5 µM–2,6 mM y 2,6 mM–10,9 mM, respectivamente. También enfatizaron que NHGH/NiCo₂O₄/GCE tiene una alta sensibilidad (2072 μA mM⁻¹ cm⁻²) y un bajo límite de detección (0,39 µM). Como resultado, sugirieron su uso para una determinación precisa de glucosa en muestras reales de sangre [107].

Como se ve en la Tabla 3, el grafeno y sus derivados se han convertido en un bloque de construcción indispensable para aplicaciones de biosensores, debido a sus excelentes propiedades. Considerando los estudios realizados recientemente (Tabla 3), es notable que el grafeno y sus derivados se utilicen en nanoestructuras híbridas con MON para mejorar la sensibilidad y reproducibilidad de los biosensores. Además, la sinergia MON/grafeno debería evaluarse para obtener biosensores multifuncionales y lograr alta actividad electrocatalítica. Además, el grafeno puede combinarse fácilmente con otros nanocarbonos como los CNT. Así, se pueden obtener una rica densidad de bordes y defectos de bordes altamente beneficiosos para crear biosensores enzimáticos.

Biosensores basados en nanotubos de carbono

Los CNT, descubiertos por Iijima en 1991, pueden concebirse como la formación de una capa de grafeno en un cilindro. Los CNT pueden categorizarse generalmente en dos tipos: nanotubos de carbono de pared simple (SWCNT) (Fig. 6a) y de pared múltiple (MWCNT) (Fig. 6b) [125]. El diámetro y el ángulo de enrollamiento determinan las características físicas de los CNT por quiralidad y el índice (n, m) [126,127,128]. Según el índice (n,m), los CNT pueden exhibir comportamiento metálico o semiconductor [129,130,131,132]. Dependiendo de la quiralidad, los SWCNT pueden clasificarse de tres formas diferentes: (1) m = n es el nanotubo tipo sillón (armchair) (Fig. 6c), (2) n > m y si m = 0 es el nanotubo quiral (Fig. 6d), y m = 0 es el nanotubo zigzag (Fig. 6e). Los CNT muestran comportamiento semiconductor en su naturaleza, pero para un SWNT dado (n, m), cuando (2n + m)/3 es un entero, los CNT serán metálicos. Por tanto, puede afirmarse que todos los nanotubos tipo sillón son metálicos [130]. Por tanto, la capacidad de controlar la quiralidad durante la producción significa controlar las características electrónicas de los CNT, lo que proporciona una gran ventaja en aplicaciones de biosensores. Se han propuesto varios métodos diferentes para sintetizar CNT en años recientes. Sin embargo, hay tres técnicas principales de síntesis (descarga de arco, ablación láser y CVD para producción de CNT [133]. Comparado con los métodos de descarga de arco y ablación láser, el CVD es el método más efectivo para el control simple y rentable de la quiralidad de los CNT [133, 134].

Los extremos y paredes laterales de los CNT pueden modificarse fácilmente mediante la adición devirtualmente cualquier especie química deseada. Los CNT pueden ser excelentes transductores en sensores a nanoescala debido a su significativa sensibilidad. Además, los CNT tienen propiedades muy favorables para transmitir señales eléctricas generadas tras el reconocimiento de un objetivo y, por tanto, desempeñan un papel esencial en el desarrollo final de biosensores basados en enzimas [135]. Además, los CNT con tamaño pequeño, tiempos de respuesta rápidos y excelentes propiedades electroquímicas son iguales o superiores a la mayoría de los otros electrodos con sus iones, metabolitos y biomarcadores proteicos [136]. Como resultado de sus únicas nanoestructuras tubulares con amplias relaciones longitud-diámetro, los CNT son materiales deseables en la aplicación de biosensores electroquímicos debido a su excelente estabilidad electroquímica, gran flexibilidad mecánica, transporte rápido de electrones y conductividad térmica única [137, 133]. Los CNT también se utilizan ampliamente en ingeniería de tejidos y sistemas de administración de fármacos para mejorar características eléctricas y mecánicas tras ser funcionalizados para asegurar su biocompatibilidad y conjugados con compuestos orgánicos o NP metálicas [138]. Los estudios sobre CNT de 2010 a 2020 fueron analizados y se presentan en la Fig. 7 como un gráfico circular que muestra la distribución de aplicaciones biomédicas de los CNT.

Los CNT, al igual que el grafeno y sus derivados, también hacen contribuciones importantes al desarrollo de biosensores con mayor sensibilidad y selectividad mediante hibridación con MON. Los investigadores se han centrado recientemente en la producción y caracterización de nuevos nanobiosensores que pueden combinar las propiedades únicas de los CNT con las propiedades superiores de las NP metálicas. Por ejemplo, Rahman et al. [139] diseñaron un biosensor de 3-metoxifenil (3-MP) basado en CNT decorados con Fe₃O₄ para aplicaciones de protección ambiental. Los nanocompuestos Fe₃O₄/CNT se sintetizaron por método químico-húmedo y recubrieron el nanocompuesto sobre la superficie del GCE como una capa delgada. Luego, evaluaron el rendimiento electroquímico de los electrodos modificados por caracterización I-V e informaron que el electrodo basado en Fe₃O₄/CNT mostraba un amplio rango de detección (90,0 pM–90,0 mM), bajo límite de detección (1,0 pM) y alta sensibilidad (9 × 10⁻⁴ μA μM⁻¹ cm⁻²) en la detección de fenol peligroso [139]. De manera similar, para protección ambiental, Fotouhi et al. [140] desarrollaron un biosensor basado en MWCNT/TiO₂/quitosano para detectar isómeros de dihidroxibenceno liberados al medio ambiente desde industrias químicas y farmacéuticas. Fotouhi et al. informaron que realizaron la determinación simultánea de hidroquinona (HQ), catecol (CC) y resorcinol (RS), causantes de contaminación en muestras reales de agua mediante el sensor basado en MWCNT. Además, indicaron los límites de detección (S/N = 3) de HQ, CC y RS como 0,06 μmol d m⁻³, 0,07 μmol d m⁻³ y 0,52 μmol d m⁻³, y los rangos de respuesta lineal están entre 0,4–276,0 μmol d m⁻³, 0,4–159,0 μmol d m⁻³ y 3,0–657 μmol d m⁻³, respectivamente [140].

Además de la protección ambiental, los diseños de biosensores de CNT para aplicaciones clínicas se han vuelto extremadamente interesantes recientemente (Tabla 4). Por ejemplo, Zhu et al. [141] obtuvieron un papel de buckypaper que contenía dos capas: SWCNT purificados y SWCNT decorados con NiO, mediante método de descarga de arco de helio. Posteriormente, como resultado de su análisis para evaluar su rendimiento electroquímico, mostraron que el biosensor de glucosa tiene un amplio rango lineal (0,1–9 mM), alta sensibilidad (2701 μA mM⁻¹ cm⁻²) y tiempo de respuesta rápido (< 2,5 s) [141]. Barthwal y Singh [142] diseñaron un biosensor nanocompuesto ZnO/MWCNT para detectar urea en su estudio. Indicaron que el sensor basado en ZnO/MWCNT tiene las características de detección más altas comparado con el sensor basado en ZnO y MWCNT. También enfatizaron que la sensibilidad del nanocompuesto que contiene 2% MWCNT es menor a 10 s y el límite de detección es 10 ppm [142]. En el mismo año, Guan et al. desarrollaron con éxito un nanocompuesto híbrido basado en CNT como biosensor electroquímico para detección simultánea de alta sensibilidad de DA y AU. En su estudio, informaron que la mayor (ΔEₚ = 144 mV) y más alta corriente de oxidación se observó en el electrodo modificado con nanohíbrido basado en CNT. Además, investigaron la detección simultánea de DA y AU en GCE modificado con nanohíbrido mediante voltametría de pulso diferencial (DPV). Mostraron que la respuesta de corriente de pico anódica del nanohíbrido/GCE aumentaba linealmente debido al aumento de la concentración de DA. También obtuvieron una observación similar para la concentración de AU. Enfatizaron que el rango de concentración para ambos analitos objetivo es 2–150 μM. Como resultado, informaron que los límites de detección de DA y AU eran 0,37 µM y 0,61 µM, respectivamente [143].

Los estudios sobre el aumento de la eficiencia de biosensores basados en CNT en diferentes áreas de aplicación mediante hibridación con MON y grafeno y derivados del grafeno y la mejora de sus propiedades son de gran interés (Tabla 4). La mayor actividad electroquímica y mayor conductividad de las nanoestructuras híbridas diseñadas con sensores electroquímicos basados en CNT pueden considerarse resultado de las propiedades inherentes de los CNT. Por otro lado, una de las características que limitan el uso de CNT en aplicaciones de biosensores es que no se disuelven en la mayoría de los disolventes. Además, tienen baja biocompatibilidad y, en algunos casos, toxicidad. Para superar estos problemas, combinar diferentes grupos funcionales en la superficie y tapas terminales de los CNT con MON, y aplicar modificaciones superficiales puede considerarse una solución.

Además, debido a la integración de CNT con grafeno y sus derivados, es posible crear más sitios activos para biomoléculas debido a fuertes interacciones de enlace. Otra ventaja de la estructura híbrida CNT/grafeno es que permite a los biosensores responder en un tiempo más corto debido a su mayor tasa de transferencia de electrones. Así, en la próxima generación de biosensores que se desarrollarán en el futuro, parece inevitable lograr alta sensibilidad y selectividad, detección simultánea de biomoléculas objetivo beneficiándose del efecto dual de los CNT con MON u otros nanocarbonos como el grafeno y sus derivados.

Conclusiones y perspectivas

Los biosensores y bioelectrodos desempeñan un papel crucial en la monitorización ambiental, seguridad alimentaria, industria textil médica, descubrimiento y análisis de fármacos, aplicaciones clínicas y no clínicas. Con la reciente pandemia de COVID-19, los biosensores de respuesta rápida, reutilizables, baratos y altamente selectivos se volvieron cruciales para la lucha contra enfermedades infecciosas para ser controladas. Para el diseño de un biosensor, el material utilizado en el componente transductor y para funcionalizar las superficies del transductor tiene un efecto explícito en los resultados con las propiedades mencionadas obtenidas de un biosensor. Dentro de este marco, para la mejora de las propiedades de estos dispositivos, los nanomateriales se han utilizado extensamente y su área superficial expandida, capacidad de adaptarse a modificaciones superficiales para el uso de cualquier tipo de analito, y tales propiedades extraordinarias dependientes del tamaño nano los han puesto un paso adelante sin precedentes en la producción de un biosensor ideal.

Con esta motivación, este artículo presenta una visión general sobre los avances recientes en nanosistemas híbridos creados por el uso combinado de MON, grafeno y CNT. Se han realizado numerosos esfuerzos para crear biosensores con sensibilidad y selectividad mejoradas para detectar biomoléculas con la ayuda de estas nanoestructuras. Obviamente, aparte de las características únicas de cada uno de estos materiales, el efecto múltiple del diseño híbrido de ellos es un punto clave para obtener un biosensor de mayor rendimiento. Combinar estas nanoestructuras para crear un diseño híbrido mejora la actividad electrocatalítica del biosensor, su tasa de transferencia de electrones y permite más sitios activos para permitir la detección simultánea de dos o más biomoléculas. También cumple otras funciones deseadas esperadas de un biosensor ideal, como estabilidad, larga vida útil, repetibilidad, amplio rango de medición, tiempo de respuesta rápido para aplicaciones de biosensores de próxima generación. Sin embargo, hay factores convincentes en la combinación de estos tres nanomateriales tendencia, como el control de la tendencia a la aglomeración, citotoxicidad, la elección de la concentración adecuada y la optimización exhaustiva de condiciones para mejorar la pureza y una mejor integración de estos materiales entre sí. Por tanto, todavía hay margen para mejoras en la preparación de nanomateriales y sus estructuras compuestas. Además, para un diagnóstico in situ de un analito, con un gran impacto para biosensores en aplicaciones médicas, es importante tener un resultado rápido y fiable de manera rentable. Para este propósito, los nanomateriales utilizados en biosensores podrían modificarse para facilitar el diagnóstico con detección más delicada, especialmente para biomarcadores de algunas enfermedades con concentraciones muy mínimas en sus etapas tempranas. Para obtener y mejorar tales características, el grafeno, CNT y MON deberían producirse con impurezas mínimas de catalizador, alta cristalinidad y en grandes cantidades de manera rentable. También deberían diseñarse para su densidad de estados y estructura de enlaces para adaptar mejores propiedades de transporte de electrones. Dentro de esta revisión, se propuso una combinación de nanoestructuras que ayudan a desarrollar un mecanismo preciso de "biosensor futuro" y se resumieron expectativas como sensibilidad, selectividad superior, bajo límite de detección, detección en tiempo real con propiedades multifuncionales.

Disponibilidad de datos y materiales

No aplica.

Abreviaturas

1D:

Unidimensional

3D:

Tridimensional

CD:

Ciclodextrina

CVD:

Deposición química de vapor

CV:

Voltametría cíclica

DA:

Dopamina

ADN:

Ácido desoxirribonucleico

DPV:

Voltametría de pulso diferencial

FET:

Transistor de efecto de campo

GCE:

Electrodo de carbono vítreo

GelMA:

Gelatina metacriloil

GNP:

Nanoplaquetas de grafeno

GNR:

Nanocintas de grafeno

GO:

Óxido de grafeno

GQD:

Puntos cuánticos de grafeno

LOD:

Límite de detección

MIP:

Polímero impreso molecularmente

MOF:

Estructuras metal-orgánicas

MO:

Óxidos metálicos

MWCNT:

Nanotubos de carbono de pared múltiple

NHGH:

Hidrogel de grafeno poroso dopado con nitrógeno

NP:

Nanopartículas

NR:

Nanobarras

NE:

Nanoesferas

NH:

Nanohilos

PANI:

Polianilina

PDADMAC:

Poli(dialil dimetil cloruro de amonio)

PDPA:

Poli difenilamina

PECVD:

Deposición química de vapor asistida por plasma

PEDOT:

Poli(3,4-etilendioxitiofeno)

PG:

Grafeno prístino

PPy:

Polipirrol

PTA:

Ácido fosfotúngstico

PVA:

Alcohol polivinílico

RF:

Radiofrecuencia

rGO:

Óxido de grafeno reducido

SERS:

Dispersión Raman mejorada en superficie

SWCNT:

Nanotubos de carbono de pared simple

AU:

Ácido úrico

XO:

Xantina oxidasa