Ein Überblick über die jüngsten Fortschritte bei Nanobiosensoren auf Metalloxid-/Graphen-/CNT-Basis

Einführung

Ein Biosensor ist ein Diagnosegerät, das Signale eines biologischen Analyten in ein messbares und unterscheidbares elektrisches Signal umwandelt, um einen qualitativen und/oder quantitativen Nachweis des Analyten, der mit anderen physikalisch-chemischen Substanzen verwechselt sein kann, zu ermöglichen [1]. Der erste bekannte Biosensor wurde von Clark et al. [2] zum Nachweis von Sauerstoff, und die erste amperometrische Enzymelektrode, die von Clark und Lyons [3] entwickelt wurde, war ein enzymbasierter Glucose-Biosensor. Im Laufe der Jahre wurden enzymbasierte, gewebebasierte, Desoxyribonukleinsäure (DNA)-basierte und thermische, optische, elektrochemische Biosensortypen entwickelt. Biosensoren liefern in einigen Anwendungen wie der klinischen Diagnose, dem biomedizinischen Sektor, der Lebensmittelproduktion und der Analytik stabilere und präzisere Ergebnisse als herkömmliche Methoden [2, 4]. Darüber hinaus wurden mit Eigenschaften wie Spezifität, Selektivität und Kosteneinsparungen bei einfacher Bedienung, Echtzeitanalyse und kontinuierlichem Einsatz in der zweiten Hälfte des Jahrhunderts verschiedene Arten von Biosensoren schnell entwickelt und finden breite Anwendung in verwandten medizinischen, Umwelt- und Forensikbereiche [5]. Ihr intensiver Einsatz in diesen kritischen Anwendungsbereichen hat einige erwartete Eigenschaften eines Biosensors hervorgebracht, wie hohe Empfindlichkeit, Stabilität, hohe Selektivität, lange Lebensdauer, Wiederholbarkeit, Einfachheit und Kostengünstigkeit, großer Messbereich und schnelle Reaktionszeit [6].

Laut der International Union of Pure and Applied Chemistry (IUPAC) enthalten Biosensoren drei Hauptkomponenten:ein biologisches Erkennungselement, eine Wandlerkomponente und ein elektronisches System, das oft mit einem Wandler kombiniert wird. Als integrierte Rezeptor-Transducer-Geräte sind Biosensoren in der Lage, mithilfe eines biologischen Erkennungselements selektiv quantitative oder semiquantitative analytische Informationen bereitzustellen [7] (Abb. 1). Innerhalb dieses Rahmens können Nukleinsäuren, Enzyme, Antikörper, Rezeptoren, Mikroorganismen, Zellen, Gewebe und sogar biomimetische Strukturen als Biorezeptoren für den biologischen Nachweis verwendet werden.

Schematische Darstellung von Biosensoren

Das Design eines Biosensors ist von großer Bedeutung für ein schnelles und bequemes Testen unter allen Umständen und in jeder Position, in der ein Analyt austreten kann. Innerhalb dieses Designs haben auch die Materialien der Wandlerkomponenten einen signifikanten Einfluss auf die Detektionsqualität. Die physikalischen Wandler variieren stark mit der quantifizierbaren Signalquelle und verwenden hauptsächlich optische und elektrochemische Systeme [5]. Die physikalisch-chemischen, elektronischen/optischen/elektrochemischen Eigenschaften des als physikalischer Wandler verwendeten Materials wirken sich direkt auf die Leistung von Biosensoren aus. Darüber hinaus werden Effizienz und Effektivität von Biosensoren durch die Matrizen, Mediatoren und Stabilisatoren bestimmt, die für die Enzymimmobilisierung verwendet werden. Daher spielen die Eigenschaften des Materials, aus dem die physikalische Wandlerkomponente hergestellt ist, eine kritische Rolle bei der Erzielung von Eigenschaften wie hoher Signalstabilität und Wiederholbarkeit von Biosensoren und ihrer Selektivität. Unter den oben genannten drei Komponenten eines Biosensors konzentriert sich dieser Aufsatz hauptsächlich auf die jüngsten Entwicklungen zur Oberflächenfunktionalisierung von Wandlerkomponenten unter Verwendung von Nanomaterialien.

Wandler können hauptsächlich in vier Klassen eingeteilt werden:elektrochemisch, biolumineszent, piezoelektrisch, kalorimetrisch und optisch. Die Oberfläche des Wandlers kann durch die Verwendung vieler verschiedener Funktionsmaterialien modifiziert werden, um die Sensorleistung zu verbessern. Auch die Kontrolle der Struktur, Morphologie und Eigenschaften dieser Materialien kann in gleicher Weise hilfreich sein. Unter diesen Materialien haben nanoskalige Materialien, die als Nanomaterialien bezeichnet werden, ein großes Potenzial, für die Entwicklung neuartiger, adaptiver und hochempfindlicher Biosensoren für einen breiteren Anwendungsbereich mit ihren einzigartigen größenabhängigen Eigenschaften wie große Oberfläche, verbesserte elektrische Leitfähigkeit und hohe chemische Reaktivität. Angesichts dieser außergewöhnlichen Eigenschaften sind Nanomaterialien einer der bevorzugten Kandidaten, um die gewünschten Anforderungen für den Bau hochempfindlicher Biosensoren zu erfüllen [6].

Um als Nanomaterial betrachtet zu werden, sollte die Größe eines Nanomaterials zumindest in einer Dimension zwischen 1 und 100 nm liegen [8]. Aufgrund ihrer sehr geringen Größe liegen in Nanomaterialien die meisten Atome oberflächennah oder auf der Oberfläche vor. Diese Nanopartikel (NPs), die bemerkenswerte Eigenschaften wie verbesserte physikalisch-chemische Eigenschaften, eine größere Oberfläche und einen kürzeren Elektronenabstand erhalten, weisen einen signifikanten Unterschied zu ihren großformatigen Gegenstücken auf. Somit würden verbesserte Leistungen in den optischen, thermischen, elektrischen und magnetischen Eigenschaften dieser nanoskaligen Materialien aufrechterhalten, um für die Verwendung als Biosensorkomponente hochwirksam zu sein. Darüber hinaus bieten nanoskalige Materialien mit einer größeren Oberfläche einen geeigneten Raum für die Immobilisierung einer ausreichenden Anzahl von Biorezeptoren auf der Oberfläche von Elektroden. Daher haben Forscher in letzter Zeit großes Interesse an der Herstellung, Charakterisierung und Verwendung von Nanomaterialien für Biosensoranwendungen gezeigt [9, 10].

Unter allen Nanomaterialien heben sich MONs, Graphen und seine Derivate sowie CNTs durch ihre einzigartigen Eigenschaften hervor [11, 12]. MONs weisen aufgrund ihrer beeindruckenden morphologischen Vielfalt, Untoxizität und Biokompatibilität signifikante katalytische Eigenschaften auf. Es sollte auch beachtet werden, dass MONs eine geeignete Struktur für die Immobilisierung von Biomolekülen bieten.

Ihr Kristallgitter, das die Modifikation der Zellparameter und elektrochemischen Eigenschaften aufgrund des Quanten-Confinement-Effekts ermöglicht, und die Kontrollierbarkeit der Bandlücke durch Veränderung ihrer Oberflächeneigenschaften, die die Leitfähigkeit und chemische Reaktivität beeinflussen, machten sie zu einem hohen Potenzial, als biosensorische Elemente verwendet zu werden und MONs von ihrem Volumen zu unterscheiden Gegenstücke [12, 13]. Um diese Eigenschaften durch die Bildung einer Verbundstruktur weiter zu verbessern, wurden MONs darüber hinaus in letzter Zeit umfassend mit Kohlenstoffnanomaterialien wie Graphen und CNTs kombiniert, um eine Nanohybridstruktur zu bilden. Dadurch wird die elektrochemische Reaktivität für Detektion und Diagnostik verbessert, um die zukünftigen Anforderungen wie Empfindlichkeit und Selektivität eines Biosensors zu erfüllen [14].

Die Hybridisierung dieser Kohlenstoff-Nanomaterialien mit MONs ermöglicht die Herstellung fortschrittlicher Biosensoren mit einer oder mehreren Funktionen, die mit überlegenen optischen, magnetischen und elektrischen Eigenschaften ausgestattet sind [14,15,16]. Graphen und seine Derivate können leicht in andere Nanomaterialien integriert werden, um Nanohybridmaterialien zu erzeugen, um die gewünschte elektrochemische Aktivität zu erzielen [13, 17, 18]. Graphen wird beispielsweise in vielen Anwendungen als nützliches Werkzeug angesehen, um den Elektronentransfer auf die Redoxantwort von Proteinen zu fördern [19]. Die physikalische Stabilität von Graphen in der biologischen Umgebung und seine Toxizitätsbewertung für Zellen ist jedoch immer noch umstritten [20,21,22]. Auf der anderen Seite weisen CNTs im Gegensatz zu Graphen aufgrund ihrer sich ändernden Chiralität abweichende optische Eigenschaften auf, was sie im Vergleich zu Graphen in optischen Biosensoranwendungen vorteilhaft macht [23]. CNTs mit hervorragender elektrochemischer Fähigkeit sind leicht chemisch modifizierbar und haben ein hohes Verhältnis von Oberfläche zu Volumen wie Graphen [24]. In Bezug auf die Oberflächeneigenschaften ist Graphen, wenn es einer Umgebung ausgesetzt wird, zwar aufgrund seiner zweidimensionalen Monoschicht-Natur mit seinem gesamten Volumen exponiert, diese Exposition ist jedoch im Fall von eindimensionalen (1D) CNTs begrenzt [25]. Darüber hinaus wurde in früheren Studien mehrfach berichtet, dass Graphen aufgrund seiner hervorragenden biomolekularen Sensor- und Signal-Rausch-Verhältnis-Eigenschaften im Vergleich zu CNTs eine höhere Selektivität gegenüber Interferenzen aufweist. Dies liegt hauptsächlich an den metallfreien graphitischen Kanten von Graphen mit einer großen Oberfläche. Dennoch bestehen bei CNT-basierten Biosensoren aufgrund des Vorhandenseins restlicher Metallkatalysatoren Probleme wie Signalstörungen [25]. Mit all diesen Aspekten könnten Nanohybride, die durch die Kombination von Graphen- und/oder CNTs-Strukturen gebildet werden, eine entscheidende Rolle beim Design fortschrittlicher Biosensoren spielen, und die Kompensation der Nachteile beider Materialien durch Bildung einer Verbundstruktur aus ihnen würde diese Probleme und den Nachweis überwinden maximiert werden konnte. Unter Ausnutzung der Kooperation, die durch die zusammengesetzte Struktur von MONs, Graphen und CNTs entsteht, scheint es unabdingbar, eine verbesserte Signalverstärkung bereitzustellen und fortschrittliche Bioaffinitätsstrategien zu entwickeln, was zur Entwicklung verbesserter Biosensorgeräte führt, um zukünftige Anforderungen zu erfüllen. Daher konzentrierte sich diese Übersichtsarbeit auf kürzlich realisierte Biosensoren auf MON-, Graphen- und CNT-Basis. Darüber hinaus wurde die entscheidende Rolle der Verwendung dieser Nanomaterialien, nicht allein, sondern auch zusammen, bei der Herstellung von Biosensoren mit überlegenen Eigenschaften, die durch ihre Kombination erzielt werden, diskutiert. Durch die Bewertung zukünftiger Erwartungen und Herausforderungen möchten wir eine alternative Perspektive für weitere Studien vorschlagen.

Metalloxid-Nanostrukturen-basierte Biosensoren

Metalloxide (MOs) sind seit ersten Biosensorstudien im Jahr 1954 wesentliche Kandidaten für Sensoranwendungen [26, 27]. MOs können in verschiedenen Nanomorphologien wie NPs [28, 29], Nanofasern [30], Nanosphären (NSs) [31], Nanostäbchen [32], Nanotubes and Nanowires (NWs) [33], Nanosheets [34, 35] synthetisiert werden. . Neben der morphologischen Vielseitigkeit bieten MONs einige Vorteile:hohes Oberflächen/Volumen-Verhältnis, Ungiftigkeit, gute Biokompatibilität, chemische Stabilität, ausgezeichnete Selektivität, Elektronen- und Phononenlimitierung, hohe katalytische Effizienz und starke Adsorptionsfähigkeit, physikalisch-chemische Grenzflächeneigenschaften [36,37,38, 39,40]. Darüber hinaus können MONs mit relativ einfachen und kostengünstigen Verfahren wie Radiofrequenz-(RF)-Magnetron-Sputtern [41,42,43], thermisches Verdampfen [44, 45], plasmaunterstützte chemische Gasphasenabscheidung (PECVD) [46 , 47], Molekularstrahlepitaxie [48] und Solgel-Technik [49], elektrochemischer Abscheidungsprozess [50] und hydrothermale Methode [51]. Diese bedeutenden Eigenschaften haben MONs zu einem der begehrtesten Materialien für biomedizinische Anwendungen und den Biosensormarkt gemacht. Veröffentlichungen zu MONs von 2010 bis 2020 wurden analysiert und sind in Abb. 2 mit einem Tortendiagramm dargestellt, das als Verteilung der biomedizinischen Anwendungen von MONs dargestellt ist.

Kreisdiagramm, das die Verteilung von MONs in biomedizinischen Anwendungen zeigt

Andererseits wurden vor allem in den letzten Jahren verschiedene MONs wie ZnO, Fe₃ O₄ , CuO, NiO, TiO₂ , MgO werden seit langem kontinuierlich als vielseitige und funktionelle Biosensoren hergestellt [44, 52]. Unter den MONs ZnO und Fe₃ O₄ , gelten aufgrund ihrer weit verbreiteten Anwendung als prominente Mitglieder im Biosensorbau [53, 54].

ZnO-Nanostrukturen

ZnO-Nanostrukturen spielen aufgrund ihrer einzigartigen Eigenschaften wie hoher isoelektrischer Punkt (IEP ~ 9,5) [55], große Bandlücke, nützliche Elektronenkommunikationsfunktion, hohe chemische Stabilität, gute Biokompatibilität, und Piezoelektrizität. Insbesondere sein hoher isoelektrischer Punkt erklärt klar, warum ZnO das am häufigsten verwendete Metalloxid für Biosensortechnologien ist. Darüber hinaus kann ZnO in allen klinischen oder nichtklinischen Anwendungen eingesetzt werden, da es ein umweltfreundliches und sicheres Material ist [53, 54, 56]. Akhtar et al. [57] entwickelten einen reagenzienfreien optischen Biosensor, der auf dem Mechanismus der Fluoreszenzverstärkung für den Amyloidnachweis bei der Diagnose neurodegenerativer Erkrankungen wie Alzheimer und insulinabhängigem Typ-II-Diabetes basiert, indem blütenartige ZnO-Nanostrukturen mit größerer Oberfläche verwendet wurden . Außerdem wurde berichtet, dass ZnO-Nanoflower ein gutes leistungssteigerndes Material ist, das einen schnelleren und kostengünstigeren Amyloid-Biosensor bietet [57]. Darüber hinaus wurde ein Glukose-Biosensor mit einem auf ZnO-Nanostäben basierenden Feldeffekttransistor (FET) für eine tragbare kontinuierliche Glukoseüberwachungsanwendung für Personen mit Diabetes von Zong und Zhu [54] über ein hydrothermales Verfahren hergestellt. Sie erreichten einen Hochleistungs-Biosensor mit einer hohen Empfindlichkeit von 1,6 mA/µM cm ² mit einem winzigen Erfassungsbereich von 180 µm ² und eine Nachweisgrenze von 1 µM zugunsten des großen Oberfläche-zu-Volumen-Verhältnisses von ZnO-Nanostäbchen [54]. Sahyaret al. [58] entwickelten einen neuen Ag-dotierten ZnO-NP-basierten Biosensor zur Früherkennung von Fleischverderb. Als Ergebnis ihrer Analyse mit einer mit dem Enzym Xanthinoxidase (XO) modifizierten Elektrode (NanoAg-ZnO/Polypyrrol (PPy)/Bleistiftgraphitelektrode) gaben sie an, dass der erhaltene Enzym-Biosensor eine hohe Selektivität mit einer Empfindlichkeit von 0,03 μA/mM und 0,07 μM untere Nachweisgrenze [58].

In einer anderen Studie haben Yue et al. [59] entwickelten erfolgreich einen idealen Dopamin(DA)-Biosensor basierend auf Au-NPs-ZnO-Nanokonus-Arrays/Graphenschaum-Elektroden. In ihren Charakterisierungen bewiesen sie, dass die von ihnen modifizierte Elektrode eine hohe Empfindlichkeit aufweist (4,36 μA μM ⁻¹ ) und eine niedrige Nachweisgrenze (0,04 μM, S/N = 3) beim Nachweis von DA. Darüber hinaus berichteten sie, dass die auf ZnO-Nanokonen basierende Elektrode eine ausgezeichnete Selektivität, gute Reproduzierbarkeit und Stabilität gegenüber Harnsäure(UA)-Interferenzen aufwies. Sie betonten auch, dass die Elektrode ein enormes Potenzial in der Medizin und im Gesundheitswesen hat [59]. Im selben Jahr haben Qian et al. einen elektrochemischen Glucosedetektor mit ZnO-NPs entwickelt. Der Sensor besteht aus einem CeO₂ Nanowhisker mit ZnO-NPs dekoriert, und sie gaben an, dass das ZnO/CeO₂ Nanokompositstruktur hat eine große Oberfläche, Ungiftigkeit und hohe elektrokatalytische Aktivität. Das Nanokomposit zeigte eine außergewöhnliche Leistung beim Nachweis von Glukose mit einem linearen Bereich von 0,5–300 μM und einer Nachweisgrenze (LOD) von 0,224 μM (40 ppb). Sie betonten auch, dass der Nanokompositsensor eine ausgezeichnete lineare Beziehung zwischen der aktuellen Signalintensität und der Glukosekonzentration (R ² = 0,99944) [60]. Ein weiterer Glucose-Biosensor wurde von Rafiee et al. [61] durch Kombination von Graphen-Nanoplättchen (GNPs), die für ihre hohe Leitfähigkeit und chemische Stabilität bekannt sind, und ZnO-NWs, die bekanntermaßen empfindlich auf Glucose reagieren. In ihrer Studie modifizierten sie die Struktur des Geräts wie einen Glukose-Biosensor, indem sie ZnO-NWs auf dünnen Filmen von GNPs in drei verschiedenen Konzentrationen (0,5, 1 und 2 mg), definiert als GNP1, GNP2 und GNP3, synthetisierten. Das System zeigte, dass der duale Effekt von ZnO-NWs und GNPs zu einer perfekten Verbesserung für einen effizienten Glukose-Biosensor führte. Sie stellten beispielsweise fest, dass bei niedrigen Glukosekonzentrationen die Reaktion des Geräts mit zunehmender Graphenmenge in der Lösung zunahm und die Reaktionszeit des Sensors mit zunehmender Anzahl von GNPs abnahm. Darüber hinaus berichteten sie, dass in Proben, die mit GNP modifiziert wurden, nach 30 Tagen 30 mg/dl Glucose eine Langzeitstabilität, d. h. eine konsistente Resistenz gegenüber Konzentrationsverhältnissen, ein wichtiges Kriterium für einen idealen Biosensor, beobachtet wurde. Folglich präsentierten sie einen idealen Glukose-Biosensor mit nützlichen Funktionen:Reaktionszeit von 5 s, einem Erfassungsbereich von 0,003–30.000 mg/dL und elektrischer Langzeitstabilität [61]. Zusätzlich zu diesen Studien sind in Tabelle 1 einige andere neuere Studien mit verschiedenen ZnO-Nanostrukturen zum Nachweis verschiedener Enzyme aufgeführt.

Betrachtet man die in Tabelle 1 gezeigten aktuellen Studien, kann man sagen, dass ZnO-Strukturen durch zahlreiche Methoden mit unterschiedlichen Morphologien hergestellt wurden und aufgrund seiner einfachen Integration in Verbundstrukturen weiterhin weit verbreitet verwendet werden. Produktionsalternativen und morphologische Vielseitigkeit sowie die Bildung von Nanokomposit- und Nanohybridstrukturen mit anderen Nanomaterialien, insbesondere mit Kohlenstoffnanostrukturen, bieten ZnO-Strukturen ein außergewöhnliches Potenzial, die erwarteten Eigenschaften mit voller Effizienz in einem idealen Biosensor zu erfüllen.

Fe₃ O₄ Nanostrukturen

In den letzten Jahren wurde Fe₃ O₄ Nanostruktur hat dank seiner hervorragenden Eigenschaften wie gute Biokompatibilität, geringe Toxizität, Superparamagnetismus, katalytische Aktivität und einfache Herstellungs- und Modifikationsverfahren großes Interesse für viele vielversprechende Anwendungen geweckt, darunter Biosensoren, Wirkstofftransport, Zelltrennung und Pharmazie. Magnetisches Fe₃ O₄ NPs eignen sich aufgrund ihrer einfachen Trennfähigkeit vom Medium aufgrund ihrer magnetischen Natur für die Immobilisierung gewünschter Biomoleküle wie Enzyme [73,74,75,76]. Fe₃ O₄ magnetische NPs und deren Derivate wurden in der Biosensorik umfassend eingesetzt, und in der Literatur wurden verschiedene attraktive Studien diskutiert [75, 78]. In diesem Zusammenhang haben Sanaeifar et al. [75] entwarfen einen neuen elektrochemischen Biosensor zum Nachweis von Glukose. Sie bewerteten die elektrochemische Leistung des Nanokomposits, das durch Dispergieren von Fe₃ . hergestellt wurde O₄ magnetische NPs, die über das Copräzipitationsverfahren in Polyvinylalkohol (PVA) hergestellt wurden. Sie berichteten, dass Fe₃ O₄ NPs in der PVA-Matrix mit ausgezeichneten katalytischen Eigenschaften gegenüber immobilisierter Glucoseoxidase erhöhten die Elektronentransferraten zwischen dem Enzym und der Elektrodenoberfläche. Die präparierte Bioelektrode konnte Glukose im Bereich von 5 \(\times \hspace{0.17em}\)10 ⁻³ . messen bis 30 mM mit einer Empfindlichkeit von 9,36 µA mM ⁻¹ und zeigte eine Nachweisgrenze von weniger als 8 µM [75]. Dong et al. [79] entwickelte Ag/Fe₃ O₄ Kern-Schale-NSs-basierte Sensoren, die über einen einfachen solvothermalen Ansatz hergestellt werden, zur Verwendung beim Nachweis von Hydrazin für den Umweltschutz. Sie berichteten, dass der Hochleistungs-Hydrazinsensor eine Reaktionszeit von 2 s, einen linearen Bereich von 0,25–3400 µm und eine Empfindlichkeit von 270 μA mM ^{− 1} . hat cm ^{− 2} , und eine Nachweisgrenze von 0,06 μM. Im Vergleich der Abbildungen wurde ein Hydrazinsensor entwickelt, der anderen Sensoren in der Literatur weit überlegen ist [79].

In einer anderen Studie haben Sriram et al. [80] entwickelte Fe₃ O₄ Nanokomposit aus NSs/reduziertem Graphenoxid (rGO) zum Nachweis von UA ​​in Urin- und Blutserumproben. Als Ergebnis ihrer elektrochemischen Analyse wurde Fe₃ O₄ Nanokomposite aus NSs/reduziertem Graphenoxid (rGO) mit hoher Stabilität und Wiederholbarkeit zeigten einen ausgezeichneten elektrochemischen Reduktionspeak. Darüber hinaus betonten sie, dass der lineare Bereich des von ihnen entwickelten UA-Sensors zwischen 0,02 und 783,6 µM liege und die LOD 0,12 nM betrage [80]. Ebenso ein neuer Biosensor zur DA-Detektion durch Kombination von Graphenoxid (GO) und Fe₃ O₄ wurde von Cai et al. [81]. In ihrer Studie synthetisierten sie erfolgreich Fe₃ O₄ /GO/reines Graphen (PG) ternäres Komposit durch Dispersions- und Copräzipitationsverfahren. Später lagerten sie das Nanokomposit auf der Arbeitselektrode, der Glaskohlenstoffelektrode (GCE), durch Tropfentechnik ab. Der höchste Spitzenstrom wird für Fe₃ . aufgezeichnet O₄ /GO/PG-Strukturen in zyklischen Voltammogrammen (CVs). In ähnlicher Weise berichteten sie, dass der höchste Spitzenstrom bei DA-Präsenz zu Fe₃ . gehört O₄ /GO/PG/GCE-Beispiel. Sie hoben auch einen Anstieg des Spitzenstroms für das Fe₃ . hervor O₄ /GO/PG/GCE-Probe aufgrund erhöhter DA-Konzentration. Schließlich Cai et al. gaben an, dass der elektrochemische Sensor effektiv bei der DA-Detektion eingesetzt werden könnte [81]. Einige repräsentative Studien zu Fe₃ O₄ Nanostrukturen als Biosensorkomponente sind in Tabelle 2 aufgeführt.

Trotz seiner überlegenen Eigenschaften ist magnetisches Fe₃ O₄ Nanostrukturen haben restriktive Probleme bei Biosensor- und biologischen Anwendungen. Aufgrund ihrer hohen Oberflächenenergie, chemischen Reaktivität und starken magnetischen Wechselwirkungen neigen sie unglaublich zur Agglomeration, was zu Schwierigkeiten bei der Stabilisierung von Fe₃ . führt O₄ magnetische Nanostrukturen. Um dieses Problem zu lösen, wurde die Oberfläche von Fe₃ O₄ Nanostrukturen wird mit den Polymerschichten beschichtet [95]. Das Beschichten der Oberfläche mit dem Polymer kann jedoch die Effizienz im Hinblick auf elektrochemische Biosensoranwendungen verringern. Bei der Stabilisierung des magnetischen Fe₃ O₄ Nanostrukturen, Biomoleküle wie Gene, Zellen, Enzyme, Proteine ​​und andere essentielle Nanostrukturen (Graphen, CNTs, Quantenpunkte, NPs etc.) verwendet werden. Daher kann vorhergesagt werden, dass komplexe Nanohybrid- und Nanokompositsysteme basierend auf magnetischem Fe₃ O₄ Nanostrukturen werden in Zukunft ein Phänomen bei der Herstellung von Biosensoren der neuen Generation sein.

Schließlich bieten MOs-basierte Biosensoren mit verschiedenen Nanostrukturen einzigartige und neuartige Funktionen in praktischen und industriellen Anwendungen. Nanostrukturen von MOs haben aufgrund ihrer unvergleichlichen Eigenschaften einen starken Einfluss auf die Entwicklung hochempfindlicher, schneller und stabiler Biosensoren. Außerdem beinhaltet jede Art von Nanostrukturen und Oxiden von Metallen ihre Vorteile. Daher werden wahrscheinlich neue Fortschritte bei Sensorgeräten in der Biotechnologie stattfinden. Darüber hinaus zeigt sich, dass Nanokohlenstoffstrukturen in neueren Studien viel Raum eingeräumt wurde und MOs zusammen mit ihnen verwendet werden. Daher konzentriert sich der zweite Teil dieser Arbeit auf die beiden am häufigsten verwendeten Nanokohlenstoffe (Graphen und CNTs) in Biosensoren.

Graphen und seine Derivate-basierten Biosensoren

Graphen ist eines der beliebtesten Allotrope von Kohlenstoff, genau wie Graphit, CNTs, Fulleren, Diamant. Es ist eine zweidimensionale Schicht von sp ² -hybridisierte Kohlenstoffatome. Nach der Entdeckung von Graphen durch Geim und Novoselov hat es in verschiedenen Disziplinen wie transparenten Elektroden, Energiespeicherung, Wirkstoffabgabe, Biosensoren, Superkondensatoren, Batterien und Katalyse weltweit große Aufmerksamkeit auf sich gezogen [96, 97]. Graphen kann wie viele andere Nanomaterialien durch Top-Down- (mechanische Exfoliation, chemische Exfoliation und chemische Synthese) und Bottom-Up-Methoden (Pyrolyse, epitaktisches Wachstum, chemische Gasphasenabscheidung (CVD)) synthetisiert werden [97]. Unterschiedliche Herstellungsverfahren führen zum Vorkommen zahlreicher graphenähnlicher Materialien wie Graphen, GQDs, GO, rGO, Graphene Nanoribbons (GNRs), Nanomesh, Nanosheets [98]. Die häufig verwendeten Derivate sind in Abb. 3 dargestellt.

Struktur der gängigsten Materialien auf Graphenbasis

Graphen hat eine gute Wärmeleitfähigkeit (5000 W/mK) und eine hohe Elektronenbeweglichkeit bei Raumtemperatur (250.000 cm ² .) /V s), große Oberfläche (2630 m ² /g), hoher Elastizitätsmodul (21 T Pa) und gute elektrische Leitfähigkeit [99]. Darüber hinaus sorgen die Atomdicke der Graphenschichten und ihre große Oberfläche für eine Materialempfindlichkeit gegenüber veränderten Bedingungen. Daher machen die Oberflächenmerkmale von Graphen, bei denen jedes Atom direkt kontaktiert werden kann, es empfindlich gegenüber der Umgebung. Daher ist es im Vergleich zu den anderen Materialien ein ausgezeichneter Kandidat für Sensoranwendungen [, , 4, 100, 101]. Die Studien des letzten Jahrzehnts zu Graphen und seinen Derivaten wurden analysiert und sind in Abb. 102 mit einem Tortendiagramm dargestellt, das die Verteilung biomedizinischer Anwendungen von Graphen darstellt. Es kann festgestellt werden, dass sich die Forscher aufgrund der oben erwähnten Eigenschaften von Graphen hauptsächlich auf den Bereich der Biosensoren konzentrieren.

Kreisdiagramm, das die Verteilung von Graphen in biomedizinischen Anwendungen zeigt

Wie im ersten Abschnitt erwähnt, werden einige Biosensoren durch die Kombination von Graphen und Graphenderivaten mit MONs hergestellt. In diesem Teil des Reviews konzentrieren wir uns auf Biosensoren, die auf Graphen und seinen Derivaten basieren. Eine allgemeine Darstellung und ein Mechanismus von Graphen-basierten Biosensoren sind in Abb. 5 gezeigt. Hier interagieren Analyten mit der (den) funktionellen Gruppe(n) auf der Graphenoberfläche und elektrochemische, optische oder andere Ergebnisse können basierend auf dieser Wechselwirkung erhalten werden [96 , 97, 103]. Mani et al. [104] entwickelten ein ternäres Nanobiokomposit basierend auf rGO-Nanobändern/MWCNTs/Chitosan für den sensitiven und selektiven Nachweis von H₂ O₂ und NO₂ ⁻ . Sie untersuchten die vorteilhaften Eigenschaften des Biosensors in Kontaktlinsen-Reinigungslösungen und Fleischproben. Sie berichteten, dass für H₂ O₂ , hatte der Sensor auf Nanobiokomposit-Basis eine Empfindlichkeit von 0,616 µAµM ⁻¹ cm ⁻² , die Nachweisgrenze von 1 nm und ein linearer Bereich von 0,001–1625 µM, während diese Werte für NO₂ ⁻ , 0,643 µAµM ⁻¹ cm ⁻² , 10 nm bzw. 0,01–1350 µM. Damit bewiesen sie, dass der Graphen-basierte Sensor effektiv in medizinischen Anwendungen und in der Lebensmittelsicherheit eingesetzt werden kann [104]. Ein weiteres H₂ auf Graphenbasis O₂ Sensor wurde von Yin et al. [105]. In ihrer Studie synthetisierten Yin und Kollegen leitfähige dreidimensionale (3D) Graphen-Aerogele (GA), die mit Ni₃ . dekoriert waren N NPs nach der Hydrothermalmethode. Als Ergebnis ihrer Charakterisierung zeigten sie, dass das Ni₃ Die erhaltenen N/GA-Komposite konnten nicht nur für H₂ . verwendet werden O₂ aber auch zur Glukosebestimmung. Sie berichteten, dass das Ni₃ N/GA-basierte Elektrode zur Bestimmung von H₂ O₂ , zeigte eine hohe elektrochemische Leistung als Nachweisbereich von 5 µM–75,13 mM, die Empfindlichkeit von 101,9 µAmM ^–1 cm ⁻² , und eine niedrige Nachweisgrenze von 1,80 µM. Darüber hinaus betonten sie für die Glukosebestimmung, dass die entwickelte Elektrode einen Nachweisbereich von 0,1–7645,3 µM, eine Nachweisgrenze von 0,04 µM und eine Empfindlichkeit von 905,6 µA mM ^–1 . hat cm ⁻² [105].

Darstellung von Graphen-basierten Biosensoren und deren Mechanismus

Es kann gesagt werden, dass in letzter Zeit ein starkes Interesse an Graphen-basierten Biosensoren für den praktischen Nachweis von Glukose besteht. Tabelle 3. Zum Beispiel haben Đurđić et al. [106] synthetisierte erfolgreich einen Einweg-Biosensor basierend auf Bi₂ O₃ -dekorierte GNRs durch Co-Präzipitation. Als Ergebnis ihrer Charakterisierung bewiesen sie, dass der erhaltene Sensor eine Nachweisgrenze von 0,07 mM, einen linearen Bereich von 0,28–1,70 mM und eine Empfindlichkeit von 64,81 μA/mMcm ² . aufwies . Daher schlugen sie vor, dass der Graphen-basierte Sensor Glukose in Blutserum- und Urinproben reproduzierbar und stabil nachweisen könnte [106]. Im selben Jahr wurde ein nützlicher Glucose-Biosensor durch die hydrothermale Eintopf-Synthese eines 3D-Stickstoff-dotierten porösen Graphen-Hydrogels (NHGH) mit NiCo₂ . erfolgreich entwickelt O₄ Nanoblumen (NHGH/NiCo₂ .) O₄ ) von Lu und Team. Sie modifizierten den GCE mit dem erhaltenen Nanokomposit und bewerteten die elektrochemische Leistung der modifizierten Elektrode bei der Bestimmung von Glukose. Zunächst erhielten sie CVs in 0,1 M NaOH-Lösung mit einer Scanrate von 50 mV s ⁻¹ , um die elektrochemische katalytische Leistung zu untersuchen. Sie berichteten, dass das NHGH/GCE einen erhöhten Oxidationsspitzenstrom von 0,5 V aufweist als der schwache anodische Spitzenstrom von blankem GCE. Darüber hinaus beobachteten sie in ihrer Studie, dass das Redoxpeakpaar sichtbar ist, was darauf hindeutet, dass die elektrochemische Aktivität von NHGH/NiCo₂ O₄ /GCE ist im Vergleich zu anderen Elektroden am höchsten. Sie führten diese Verbesserung der erweiterten Oberfläche von Graphen zu, gute Leitfähigkeit und die Redoxreaktionen von Co und Ni. Darüber hinaus zeigten sie die elektrochemische katalytische Leistung der Elektroden bei der Zugabe von 5,0 mM Glukose. Sie interpretierten NHGH/NiCo₂ O₄ /GCE with the highest peak current at 0.5 V as a clear indication that glucose oxidation could be better catalyzed than other electrodes due to the dual effect of NiCo₂ O₄ and NHGH. They also reported that the peak currents increased linearly with increasing glucose concentration and the NHGH/NiCo₂ O₄ -based glucose sensor exhibited a broad linear relationship between peak current and glucose concentration in the range of 5 μM–2.6 mM and 2.6 mM–10.9 mM, respectively. Also, they emphasized that NHGH/NiCo₂ O₄ /GCE has a high sensitivity (2072 μA mM ^{− 1}  cm ^{− 2} ) and a low detection limit (0.39 μM). As a result, they suggested using for a precise determination of glucose in real blood samples [107].

As seen in Table 3, graphene and its derivatives have become an indispensable building block for biosensor applications, because of its excellent properties. Considering the studies performed recently Table 3, it is remarkable that graphene and its derivatives are used in hybrid nanostructures with MONs to improve biosensors' sensitivity and reproducibility. Additionally, MONs/graphene synergy should be evaluated to obtain multifunctional biosensors and achieve high electrocatalytic activity. Moreover, graphene can be easily combined with other nanocarbons such as CNTs. Therefore, rich edge density and highly beneficial edge defects for creating enzymatic biosensors can be obtained.

Carbon Nanotubes-Based Biosensors

CNT's, discovered by Iijima in 1991, can be conceived as the formation of a graphene layer into a cylinder. CNTs can be categorized in general two types as single-walled carbon nanotubes (SWCNTs) Fig. 6a and MWCNTs Fig. 6b [125]. The diameter and wrapping angle determine the physical features of the CNTs by chirality and the (n, m) index [126,127,128]. According to the (n,m) index, CNTs can exhibit metal or semiconductor behavior [129,130,131,132],depending on chirality, SWCNTs may be classified in three different ways:(1) m  = n is the armchair nanotube Fig. 6c, (2) n  > m and if m  = 0 is the chiral nanotube Fig. 6d, and m  = 0 is the zig-zag nanotube Fig. 6e. CNTs display the semiconductive behavior in their nature, but for a given (n , m ) SWNT, when (2n  + m )/3 is an integer, the CNTs will be metallic. Thus, it can be claimed that all armchair nanotubes are metallic [130]. Therefore, the ability to control chirality during production means to control the electronic features of CNTs, which provides a great advantage in biosensor applications. Several different methods have been proposed to synthesize CNTs in recent years. However, there are three main synthesis techniques (arc discharge, laser ablation, and CVD for CNTs production [133]. Compared to arc-discharge and laser ablation methods, CVD is the most effective method for simple and cost-effective controlling the chirality of CNTs [133, 134].

The classification of the CNTs of a SWCNT, b MWCNT; Schematic representation of three typical types of SWCNTs c Armchair (10, 10), d Chiral (13, 6), and e Zigzag (14, 0)

The ends and sidewalls of the CNTs can be easily modified by the addition of virtually any desired chemical species. CNTs can be excellent transducers in nanoscale sensors owing to their significant sensitivity. Additionally, CNTs have very favorable properties for transmitting electrical signals generated upon recognition of a target and therefore play an essential role in the final development of enzyme-based biosensors [135]. Moreover, CNTs with small size, fast response times, and excellent electrochemical properties are equal or superior to most other electrodes with their ions, metabolites, and protein biomarkers [136]. As a result of their unique tubular nanostructures with extensive length and diameter ratios, CNTs are desirable materials in applying electrochemical biosensors due to their excellent electrochemical stability, great mechanical flexibility, rapid electron transport, and unique thermal conductivity [137, 133]. CNTs are also widely used in tissue engineering and drug delivery systems to improve electrical and mechanical features after being functionalized to ensure their biocompatibility and conjugated with organic compounds or metallic NPs. [138]. Studies on CNTs from 2010 to 2020 were analyzed and are presented in Fig. 7 as a pie chart that shows the distribution of biomedical applications of CNTs.

Pie chart showing the distribution of CNTs in biomedical applications

CNTs, as with graphene and its derivatives, also make important contributions to the development of biosensors with higher sensitivity and selectivity by hybridizing with MONs. Researchers have recently focused on the production and characterization of new nanobiosensors that can combine the unique properties of CNTs with the superior properties of metal NPs. For instance, Rahman et al. [139] designed the Fe₃ O₄ -decorated CNTs based 3-methoxyphenyl (3-MP) biosensor for environmental protection applications. Fe₃ O₄ /CNTs nanocomposites synthesized by wet-chemical method and coated the nanocomposite on the GCE surface as a thin layer. Then, they evaluated the electrochemical performance of the modified electrodes by I-V characterization and reported that the Fe₃ O₄ /CNT-based electrode showed a wide detection range (90.0 pM–90.0 mM), low detection limit (1.0 pM), and high sensitivity (9 × 10 ⁻⁴  μA μM ⁻¹ cm ⁻² ) in detecting dangerous phenol [139]. Similarly, for environmental protection, MWCNT/TiO₂ /chitosan-based biosensor was developed by Fotouhi et al. [140] to detect dihydroxy benzene isomers released into the environment from the chemical and pharmaceutical industries. Fotouhi et al. reported that they performed the simultaneous determination of hydroquinone (HQ), catechol (CC), and resorcinol (RS), causing pollution in real water samples by the MWCNTs-based sensor. Additionally, they indicated the detection limits (S /N  = 3) of HQ, CC and RS, as 0.06 μmol d m ⁻³ , 0.07 μmol d m ⁻³ , and 0.52 μmol d m ⁻³ , and the linear response ranges are between 0.4–276.0 μmol d m ⁻³ , 0.4–159.0 μmol d m ⁻³ , and 3.0–657 μmol d m ⁻³ , respectively [140].

Besides environmental protection, biosensor designs of CNTs for clinical applications have recently become extremely interesting Table 4. For instance, Zhu et al. [141] obtained the buckypaper containing two layers:purified SWCNTs and SWCNTs decorated with NiO, by helium arc discharge method. Later, as a result of their analysis to evaluate its electrochemical performance, they showed that glucose biosensor has a broad linear range (0.1–9 mM), high sensitivity (2701 μA mM ⁻¹ cm ⁻² ), and fast response time (< 2.5 s) [141]. Barthwal and Singh [142] designed a ZnO/MWCNTs nanocomposite biosensor to detect urea in their study. They indicated that the ZnO/MWCNTs-based sensor has the highest detection characteristics compared to the ZnO and MWCNTs-based sensor. Also, they emphasized that the nanocomposite's sensitivity containing 2% MWCNTs is less than 10 s, and the detection limit is 10 ppm [142]. In the same year, Guan et al. successfully developed a CNTs-based hybrid nanocomposite as an electrochemical biosensor for simultaneous high-sensitivity detection of DA and UA. In their study, they reported that the most extensive (ΔE _p  = 144 mV) and highest oxidation current was observed in the electrode modified with CNTs-based nanohybrid. Additionally, they investigated the simultaneous detection of DA and UA in nanohybrid-modified GCE via differential pulse voltammetry (DPV). They showed that the anodic peak current response of the nanohybrid/GCE increased linearly due to the increase in DA concentration. Also, they obtained a similar observation for the UA concentration. They emphasized that the concentration range for both target analytes is 2–150 μM. As a result, they reported that the limit of DA and UA detection values was 0.37 μM and 0.61 μM, respectively [143].

Studies on increasing the efficiency of CNTs-based biosensors in different application areas by hybridizing with MONs and graphene and graphene derivatives and improving their properties are of great interest Table 4. The higher electrochemical activity and higher conductivity of nanohybrid structures designed with CNTs-based electrochemical sensors can be considered a result of the inherent properties of CNTs. On the other hand, one of the features that limit the use of CNTs in biosensor applications is that they are not dissolved in most solvents. Also, it has low biocompatibility and, in some cases, toxicity. To overcome these problems, combining different functional groups on the surface and end caps of CNTs with MONs, and applying surface modifications can be considered as a solution.

Additionally, due to the integration of CNTs with graphene and its derivatives, it is possible to create more active sites for biomolecules due to strong binding interactions. Another advantage of CNTs/graphene hybrid structure is that it allows biosensors to respond in a shorter time due to their higher electron transfer rate. Thus, in the next generation of biosensors to be developed in the future, it seems inevitable to achieve high sensitivity and selectivity, simultaneous target biomolecule detection by benefiting from the dually effect of CNTs with MONs or other nanocarbons such as graphene and its derivatives.

Conclusion and Outlook

Biosensors and bioelectrodes play a crucial role in environmental monitoring, food safety, the medical textile industry, drug discovery and analysis, clinical and nonclinical applications. With the recent COVID-19 pandemic, fast responsive, reusable, cheap and highly selective biosensors became crucial for the fight against infectious diseases to be taken under control. For the design of a biosensor, the material used in transducer component and to functionalize transducer surfaces has an explicit effect on the results with aforementioned properties obtained from a biosensor. Within this frame, for the improvement of the properties of these devices, nanomaterials have been extensively used and their expanded surface area, ability to adapt to the surface modifications for the use of any type of analyte, and such extraordinary nanosize-dependent properties brought them one-step ahead unprecedently in the production of an ideal biosensor.

With this motivation, this paper presents an overview on recent developments in hybrid nanosystems created by the combined use of MONs, graphene, and CNTs. Numerous efforts have been made to create biosensors with improved sensitivity and selectivity to detect biomolecules with the help of these nanostructures. Obviously, apart from each of these materials’ unique characteristics, the multiple effect of hybrid design of them is a key point in obtaining a higher performance biosensor. Combining these nanostructures to create a hybrid design improves the biosensor's electrocatalytic activity, its electron transfer rate, and enables more active sites to allow two or more biomolecules to be detected, simultaneously. It also meets other desired functions expected from an ideal biosensor, such as stability, long shelf life, repeatability, wide measuring range, fast response time for next-generation biosensor applications. However, there are compelling factors in combining these three trending nanomaterials, such as the control on agglomeration tendency, cytotoxicity, the choice of the right concentration, and the extensive optimization of conditions to improve purity and these materials better integration with each other. Therefore, there are still open allowance for improvements to be made for the preparation of nanomaterials and their composite structures. Furthermore, for an onsite diagnosis of an analyte, having a major impact for biosensors for medical applications, it is important to have a quick and reliable result in a cost-effective way. For this purpose, nanomaterials used in biosensors might be modified to facilitate diagnosis with more delicate sensing especially for the biomarkers of some diseases with a very minute concentration at their early stages. For gaining and improving such features, graphene, CNTs and MONs, should be produced with minimum catalyst impurities, high crystallinity, and in massive amounts in a cost-effective way. They should also be engineered for their density of states and the structure of bonds for tailoring a better electron transport properties. Within this review, a combination of nanostructures that help to develop an accurate 'future biosensor' mechanism was proposed and expectations as sensitivity, superior selectivity, low limit of detection, real-time sensing with multi-functional properties were summarized.

Verfügbarkeit von Daten und Materialien

Nicht zutreffend.

Abkürzungen

1D:

Eindimensional

3D:

Dreidimensional

CD:

Cyclodextrin

Lebenslauf:

Chemische Gasphasenabscheidung

Lebensläufe:

Zyklische Voltammogramme

DA:

Dopamin

DNA:

Deoxyribonucleic acid

DPV:

Differenzpulsvoltammetrie

FET:

Feldeffekttransistor

GCE:

Glaskohlenstoffelektrode

GelMA:

Gelatin methacryloyl

GNPs:

Graphene nanoplatelets

GNRs:

Graphene nanoribbons

GO:

Graphenoxid

GQDs:

Graphen-Quantenpunkte

LOD:

Limit of detection

MIP:

Molecularly imprinted polymer

MOFs:

Metal organic frameworks

MOs:

Metal oxides

MWCNTs:

Multi-walled carbon nanotubes

NHGH:

Nitrogen-doped porous graphene hydrogel

NPs:

Nanopartikel

NRs:

Nanorods

NSs:

Nanospheres

NWs:

Nanodrähte

PANI:

Polyanilin

PDADMAC:

Poly(diallyl dimethyl ammonium chloride)

PDPA:

Poly Diphenylamine

PECVD:

Plasmaunterstützte chemische Gasphasenabscheidung

PEDOT:

Poly(3,4-ethylenedioxythiophene)

PG:

Pristine graphene

PPy:

Polypyrrol

PTA:

Phosphotungstic acid

PVA:

Polyvinylalkohol

RF:

Funkfrequenz

rGO:

Reduziertes Graphenoxid

SERS:

Oberflächenverstärkte Raman-Streuung

SWCNTs:

Einwandige Kohlenstoff-Nanoröhrchen

UA:

Harnsäure

XO:

Xanthine oxidase