Uma visão geral sobre o progresso recente de nanobiossensores baseados em óxido metálico / grafeno / CNTs

Resumo

Nanobiossensores são analisadores convenientes, práticos e sensíveis que detectam agentes químicos e biológicos e convertem os resultados em dados significativos entre uma molécula biologicamente ativa e um elemento de reconhecimento imobilizado na superfície do transdutor de sinal por um detector físico-químico. Devido às suas características operacionais rápidas, precisas e confiáveis, os nanobiossensores são amplamente usados em aplicações clínicas e não clínicas, testes de cabeceira, indústria têxtil médica, monitoramento ambiental, segurança alimentar, etc. Eles desempenham um papel importante em tais aplicações críticas. Portanto, o projeto da interface de biossensor é essencial para determinar o desempenho do nanobiossensor. As propriedades físicas e químicas exclusivas dos nanomateriais abriram caminho para novos e aprimorados dispositivos de detecção em biossensores. A crescente demanda por dispositivos com capacidade de detecção e seletividade melhorada, tempo de resposta curto, limite inferior de detecção e baixo custo faz com que novas investigações sobre nanobiomateriais sejam usados como andaimes de biossensores. Entre todos os outros nanomateriais, estudos sobre o desenvolvimento de nanobiossensores baseados em nanoestruturas de óxido de metal, grafeno e seus derivados, nanotubos de carbono e o uso difundido desses nanomateriais como uma estrutura híbrida têm chamado recentemente a atenção. Estruturas nanohíbridas criadas pela combinação dessas nanoestruturas atenderão diretamente às necessidades dos biossensores futuros com suas altas atividades eletrocatalíticas. Esta revisão abordou os desenvolvimentos recentes sobre esses nanomateriais e seus derivados, e seu uso como andaimes de biossensores. Revisamos esses nanomateriais populares avaliando-os com estudos comparativos, tabelas e gráficos.

Introdução

Um biossensor é um dispositivo de diagnóstico que converte sinais de um analito biológico em um sinal elétrico mensurável e distinguível para uma detecção qualitativa e / ou quantitativa do analito que pode estar envolvido com outras substâncias físico-químicas [1]. O primeiro biossensor conhecido foi desenvolvido por Clark et al. [2] para a detecção de oxigênio, e o primeiro eletrodo enzimático amperométrico desenvolvido por Clark e Lyons [3] foi um biossensor de glicose baseado em enzima. Ao longo dos anos, foram desenvolvidos tipos de biossensores baseados em enzimas, baseados em tecidos, ácidos desoxirribonucléicos (DNA) e térmicos, ópticos e eletroquímicos. Os biossensores fornecem resultados mais estáveis e precisos do que os métodos tradicionais em algumas aplicações, como diagnóstico clínico, setor biomédico, produção de alimentos e análise [2, 4]. Além disso, com características como especificidade, seletividade e economia de custos com uma operação simples, análise em tempo real e uso contínuo, vários tipos de biossensores foram desenvolvidos rapidamente ao longo da segunda metade do século e tornaram-se amplamente usados na área médica, ambiental e forense [5]. Seu uso intensivo nessas áreas críticas de aplicação fez emergir alguns recursos antecipados de um biossensor como alta sensibilidade, estabilidade, alta seletividade, longa vida útil, repetibilidade, simplicidade e baixo custo, ampla faixa de medição e o tempo de resposta rápido [6].

De acordo com a União Internacional de Química Pura e Aplicada (IUPAC), os biossensores contêm três componentes principais:elemento de reconhecimento biológico, componente do transdutor e sistema eletrônico que geralmente é combinado com um transdutor. Como dispositivos receptores-transdutores integrados, os biossensores são capazes de fornecer informações analíticas quantitativas ou semiquantitativas seletivas usando um elemento de reconhecimento biológico [7] (Fig. 1). Dentro deste quadro, ácidos nucleicos, enzimas, anticorpos, receptores, microrganismos, células, tecidos e até mesmo estruturas biomiméticas podem ser utilizados como bioreceptor para detecção biológica.

Representação esquemática de biossensores

O projeto de um biossensor é de grande importância para um teste rápido e conveniente em qualquer circunstância ou posição em que o analito possa emergir. Dentro desse projeto, os materiais do componente do transdutor também têm um efeito significativo na qualidade da detecção. Os transdutores físicos variam significativamente com a fonte de sinal quantificável e utilizam principalmente sistemas ópticos e eletroquímicos [5]. As características físico-químicas, eletrônicas / ópticas / eletroquímicas do material usado como transdutor físico afetam diretamente o desempenho dos biossensores. Além disso, a eficiência e eficácia dos biossensores são determinadas pelas matrizes, mediadores e estabilizadores usados para a imobilização da enzima. Portanto, as propriedades do material a partir do qual o componente do transdutor físico é produzido desempenham um papel crítico na obtenção de características como alta estabilidade de sinal e repetibilidade de biossensores e em sua seletividade. Dentre os três componentes de um biossensor mencionados, esta revisão se concentra principalmente no desenvolvimento recente da funcionalização da superfície de componentes de transdutores usando nanomateriais.

Os transdutores podem ser classificados principalmente em quatro classes:eletroquímicos, bioluminescentes, piezoelétricos, calorimétricos e ópticos. A superfície do transdutor pode ser modificada usando muitos materiais funcionais diferentes para melhorar o desempenho do sensor. Controlar a estrutura, morfologia e propriedades desses materiais também pode ajudar da mesma maneira. Entre esses materiais, os materiais nanométricos, referidos como nanomateriais, têm um grande potencial para serem cruciais para o desenvolvimento de biossensores novos, adaptativos e altamente sensíveis para uma área de aplicação mais ampla com suas propriedades dependentes de tamanho exclusivas, como grande área de superfície, eletricidade aprimorada condutividade e alta reatividade química. Considerando essas propriedades extraordinárias, os nanomateriais têm sido um dos candidatos preferidos para atender aos requisitos desejados para a construção de biossensores altamente sensíveis [6].

Para ser considerado um nanomaterial, pelo menos em uma dimensão o tamanho de um nanomaterial deve estar entre 1 e 100 nm [8]. Devido ao seu tamanho extremamente diminuto, nos nanomateriais a maioria dos átomos existe perto da superfície ou estão presentes na superfície. Essas nanopartículas (NPs), devidamente ganhando características notáveis como propriedades físico-químicas aprimoradas, maior área de superfície, distância encurtada de elétrons, trazem uma diferença significativa em comparação com suas contrapartes de tamanho bruto. Assim, os desempenhos aumentados seriam mantidos nas propriedades ópticas, térmicas, elétricas e magnéticas desses materiais em nanoescala para serem altamente eficazes para uso como um componente biossensor. Além disso, os materiais nanométricos com área de superfície superior fornecem um espaço adequado para a imobilização de um número suficiente de bioreceptores na superfície dos eletrodos. Portanto, pesquisadores recentemente demonstraram um grande interesse na produção, caracterização e uso de nanomateriais para aplicações em biossensores [9, 10].

Dentre todos os nanomateriais, os MONs, o grafeno e seus derivados e os CNTs têm se destacado por suas características únicas [11, 12]. Os MONs exibem propriedades catalíticas significativas devido à sua impressionante diversidade morfológica, não toxicidade e biocompatibilidade. Deve-se notar também que os MONs fornecem uma estrutura adequada para a imobilização de biomoléculas.

Sua estrutura de cristal, permitindo a modificação dos parâmetros celulares e propriedades eletroquímicas devido ao efeito de confinamento quântico, e a controlabilidade do bandgap ao alterar suas propriedades de superfície que afetam a condutividade e a reatividade química, os tornaram altamente potenciais para serem usados como elementos de biossensor e diferenciar MONs de seu volume contrapartes [12, 13]. Além disso, para melhorar essas propriedades formando uma estrutura composta, os MONs foram recentemente amplamente combinados com nanomateriais de carbono, como grafeno e CNTs, para formar uma estrutura nano-híbrida. Isso melhora a reatividade eletroquímica para detecção e diagnóstico para atender aos requisitos futuros, como sensibilidade e seletividade de um biossensor [14].

A hibridização desses nanomateriais de carbono com MONs proporciona a produção de biossensores avançados com uma ou mais funções equipadas com propriedades óticas, magnéticas e elétricas superiores [14,15,16]. O grafeno e seus derivados podem ser facilmente integrados com outros nanomateriais para criar materiais nanohíbridos para obter a atividade eletroquímica desejada [13, 17, 18]. Por exemplo, em muitas aplicações, o grafeno é considerado uma ferramenta útil para promover a transferência de elétrons para a resposta redox de proteínas [19]. No entanto, a estabilidade física do grafeno no ambiente biológico e a avaliação de sua toxicidade para as células ainda são controversas [20,21,22]. Por outro lado, os CNTs, ao contrário do grafeno, têm características ópticas variantes devido à sua quiralidade em mudança, tornando-os vantajosos em comparação com o grafeno em aplicações de biossensor óptico [23]. Os CNTs, com excelente capacidade eletroquímica, são prontamente modificáveis quimicamente e têm uma alta área de superfície para relação de volume como o grafeno [24]. Em termos de propriedades de superfície, quando exposto a um ambiente, embora o grafeno seja exposto com todo o seu volume devido à sua natureza bidimensional de monocamada, esta exposição é limitada no caso de CNTs unidimensionais (1D) [25]. Além disso, foi relatado muitas vezes em estudos anteriores que o grafeno tem maior seletividade contra interferências devido às suas excelentes propriedades de detecção biomolecular e relação sinal-ruído em comparação com os CNTs. É principalmente devido às bordas grafíticas livres de metal do grafeno com uma grande área de superfície. No entanto, problemas como perturbação de sinal existem em biossensores baseados em CNTs devido à presença de catalisadores metálicos residuais [25]. Com todos os aspectos acima mencionados, nanohíbridos formados pela combinação de estruturas de grafeno e / ou CNTs podem desempenhar um papel vital no projeto de biossensores avançados, e a compensação das desvantagens de ambos os materiais, formando uma estrutura composta a partir deles, superaria esses problemas e a detecção poderia ser maximizado. Aproveitando a cooperação criada pela estrutura composta de MONs, grafeno e CNTs, parece indispensável fornecer uma amplificação de sinal aprimorada e preparar estratégias de bioafinidade avançadas, resultando no desenvolvimento de dispositivos de biossensor aprimorados para atender às necessidades futuras. Portanto, no escopo desta revisão, ela se concentrou em biossensores baseados em MONs, grafeno e CNTs recentemente realizados. Além disso, discute-se o papel crítico do uso desses nanomateriais, não isoladamente, mas também em conjunto, na produção de biossensores com propriedades superiores obtidas por sua combinação. Ao avaliar as expectativas e desafios futuros, gostaríamos de propor uma perspectiva alternativa para estudos futuros.

Biossensores baseados em nanoestruturas de óxidos metálicos

Os óxidos de metal (MOs) têm sido candidatos essenciais para aplicações de sensores desde os estudos iniciais de biossensores em 1954 [26, 27]. Os MOs podem ser sintetizados em várias nanomorfologias, como NPs [28, 29], nanofibras [30], nanoesferas (NSs) [31], nanobastões [32], nanotubos e nanofios (NWs) [33], nanofolhas [34, 35] . Além da versatilidade morfológica, os MONs oferecem algumas vantagens:alta relação superfície / volume, não toxicidade, boa biocompatibilidade, estabilidade química, excelente seletividade, limitação de elétrons e fônons, alta eficiência catalítica e forte capacidade de adsorção, recursos de interface físico-química [36,37,38, 39,40]. Além disso, os MONs podem ser produzidos por meio de métodos relativamente fáceis e econômicos, como pulverização catódica de magnetron de rádio frequência (RF) [41,42,43], evaporação térmica [44, 45], deposição de vapor químico intensificada por plasma (PECVD) [46 , 47], epitaxia de feixe molecular [48] e técnica de solgel [49], processo de deposição eletroquímica [50] e método hidrotérmico [51]. Essas características significativas tornaram os MONs um dos materiais mais desejados para aplicações biomédicas e do mercado de biossensores. Publicações sobre MONs de 2010 a 2020 foram analisadas e são apresentadas na Fig. 2 com um gráfico de pizza apresentado como a distribuição das aplicações biomédicas de MONs.

Gráfico de pizza mostrando a distribuição de MONs em aplicações biomédicas

Por outro lado, predominantemente nos últimos anos, vários MONs como ZnO, Fe ₃ O ₄ , CuO, NiO, TiO ₂ , MgO tem sido continuamente produzido como biossensores versáteis e funcionais por um longo tempo [44, 52]. Entre os MONs, ZnO e Fe ₃ O ₄ , devido às suas aplicações generalizadas, são considerados membros proeminentes na construção de biossensores [53, 54].

Nanoestruturas ZnO

As nanoestruturas de ZnO desempenham um papel extenso na fabricação de novos biossensores nanoestruturados devido às suas propriedades exclusivas, incluindo alto ponto isoelétrico (IEP ~ 9,5) [55], banda larga, recurso de comunicação de elétrons útil, alta estabilidade química, boa biocompatibilidade, e piezoeletricidade. Especialmente, seu alto ponto isoelétrico explica claramente por que o ZnO é o óxido de metal mais utilizado para tecnologias de biossensor. Além disso, o ZnO pode ser utilizado em todas as aplicações clínicas ou não clínicas, uma vez que é um material ecologicamente correto e seguro [53, 54, 56]. Por exemplo, Akhtar et al. [57] desenvolveram um biossensor óptico sem reagente baseado no mecanismo de aumento de fluorescência para a detecção de amiloide no diagnóstico de doenças neurodegenerativas como doença de Alzheimer e diabetes tipo II dependente de insulina, utilizando nanoestruturas de ZnO semelhantes a flores que têm uma área de superfície maior . Além disso, a nanoflora de ZnO tem sido relatada como um bom material de aumento de desempenho que fornece um biossensor amilóide mais rápido e econômico [57]. Além disso, um biossensor de glicose usando transistor de efeito de campo baseado em nanorod de ZnO (FET) relacionado à aplicação de monitoramento contínuo de glicose vestível para indivíduos com diabetes foi fabricado por Zong e Zhu [54] através do método hidrotérmico. Eles alcançaram um biossensor de alto desempenho com uma alta sensibilidade de 1,6 mA / µM cm ² com uma pequena área de detecção de 180 µm ² e um limite de detecção de 1 µM em favor da grande proporção entre superfície e volume de nanobastões de ZnO [54]. Sahyar et al. [58] desenvolveram um novo biossensor baseado em ZnO NPs dopado com Ag para detecção precoce de deterioração de carne. Como resultado de sua análise com um eletrodo modificado pela enzima xantina oxidase (XO) (nanoAg-ZnO / polipirrol (PPy) / eletrodo de grafite de lápis), eles afirmaram que o biossensor de enzima obtido mostrou alta seletividade com sensibilidade de 0,03μA / mM e Limite de detecção baixo de 0,07 μM [58].

Em outro estudo, Yue et al. [59], desenvolveu com sucesso um biossensor de dopamina (DA) ideal baseado em nanocone-arrays / eletrodos de espuma de grafeno Au NPs-ZnO. Em suas caracterizações, eles provaram que o eletrodo que modificaram tem uma alta sensibilidade (4,36 μA μM ⁻¹ ) e um limite de detecção baixo (0,04 μM, S / N =3) na detecção de DA. Além disso, eles relataram que o eletrodo baseado em nanocone de ZnO exibiu excelente seletividade, boa reprodutibilidade e estabilidade sob interferência de ácido úrico (UA). Eles também enfatizaram que o eletrodo tem um enorme potencial na medicina e na área de saúde [59]. No mesmo ano, Qian et al. desenvolveu um detector eletroquímico de glicose usando NPs de ZnO. O sensor consiste em um CeO ₂ nanowhisker decorado com ZnO NPs, e eles afirmaram que o ZnO / CeO ₂ A estrutura nanocompósita tem uma extensa área de superfície, não toxicidade e alta atividade eletrocatalítica. O nanocompósito mostrou um desempenho extraordinário para detectar glicose com uma faixa linear de 0,5–300 μM e um limite de detecção (LOD) de 0,224 μM (40 ppb). Eles também enfatizaram que o sensor nanocompósito mostrou uma excelente relação linear entre a intensidade do sinal de corrente e a concentração de glicose ( R ² =0,99944) [60]. Outro biossensor de glicose foi desenvolvido por Rafiee et al. [61] combinando nanoplacas de grafeno (GNPs), conhecidas por sua alta condutividade e estabilidade química, e ZnO NWs, conhecido por ser sensível à glicose. Em seu estudo, eles modificaram a estrutura do dispositivo como um biossensor de glicose, sintetizando ZnO NWs em filmes finos de GNPs em três concentrações diferentes (0,5, 1 e 2 mg), definidas como GNP1, GNP2 e GNP3. O sistema mostrou que o efeito duplo de ZnO NWs e GNPs levou ao aperfeiçoamento perfeito para um biossensor de glicose eficiente. Por exemplo, eles notaram que para baixas concentrações de glicose, a resposta do dispositivo aumentava conforme a quantidade de grafeno na solução aumentava, e o tempo de resposta do sensor diminuía com o aumento no número de GNPs. Além disso, eles relataram que a estabilidade a longo prazo, nomeadamente a resistência consistente à relação de concentração, um critério importante para um biossensor ideal, foi observada em amostras modificadas com GNPs após exposição a 30 mg / dL de glicose durante 30 dias. Consequentemente, eles apresentaram um biossensor de glicose ideal com características úteis:tempo de resposta de 5 s, uma faixa de detecção de 0,003-30.000 mg / dL e estabilidade elétrica de longo prazo [61]. Além desses estudos, alguns outros estudos recentes usando diferentes nanoestruturas de ZnO para a detecção de várias enzimas são apresentados na Tabela 1.

Considerando os estudos atuais apresentados na Tabela 1, pode-se expressar que as estruturas ZnO são produzidas por diversos métodos com morfologias variadas, e continua a ser amplamente utilizado devido à sua facilidade de integração em estruturas compostas. Alternativas de produção e versatilidade morfológica, além de formar estruturas nanocompósitos e nanohíbridas com outros nanomateriais, principalmente com nanoestruturas de carbono, oferecem um potencial extraordinário às estruturas de ZnO em termos de atender as propriedades esperadas com total eficiência em um biossensor ideal.

Fe ₃ O ₄ Nanoestruturas

Nos últimos anos, Fe ₃ O ₄ A nanoestrutura despertou muito interesse em muitas aplicações promissoras, incluindo biossensores, entrega de drogas, separação de células e farmácia, graças às suas propriedades superiores, como boa biocompatibilidade, baixa toxicidade, superparamagnetismo, atividade catalítica e facilidade de preparação e processo de modificação. Fe magnético ₃ O ₄ NPs são apropriados para a imobilização de biomoléculas desejadas, como enzimas [73,74,75,76] devido à simples capacidade de separação do meio por sua natureza magnética [77]. Fe ₃ O ₄ NPs magnéticos e seus derivados têm sido amplamente utilizados na tecnologia de biossensores, e vários estudos atraentes foram discutidos na literatura [75, 78]. Nesse contexto, Sanaeifar et al. [75] projetou um novo biossensor eletroquímico para detecção de glicose. Eles avaliaram o desempenho eletroquímico do nanocompósito preparado pela dispersão de Fe ₃ O ₄ NPs magnéticos, produzidos pelo método de co-precipitação em álcool polivinílico (PVA). Eles relataram que Fe ₃ O ₄ NPs na matriz de PVA, tendo excelentes propriedades catalíticas contra glicose oxidase imobilizada, aumentaram as taxas de transferência de elétrons entre a enzima e a superfície do eletrodo. O bioeletrodo que se preparou pode medir a glicose na faixa de 5 \ (\ times \ hspace {0.17em} \) 10 ⁻³ a 30 mM com uma sensibilidade de 9,36 µA mM ⁻¹ e exibiu um limite de detecção de menos de 8 µM [75]. Dong et al. [79] desenvolveu Ag / Fe ₃ O ₄ Sensores baseados em NSs core-shell, produzidos via abordagem solvotérmica simples, para serem usados na detecção de hidrazina para proteção ambiental. Eles relataram que o sensor de hidrazina de alto desempenho tem um tempo de resposta de 2 s, uma faixa linear de 0,25–3400 µm, uma sensibilidade de 270 μA mM ^{- 1} cm ^{- 2} e um limite de detecção de 0,06 μM. Comparando as figuras, um sensor de hidrazina que é muito superior a outros sensores desenvolvidos na literatura [79].

Em outro estudo, Sriram et al. [80] desenvolveu Fe ₃ O ₄ Nanocompósito NSs / óxido de grafeno reduzido (rGO) para detectar UA em amostras de urina e soro sanguíneo. Como resultado de sua análise eletroquímica, Fe ₃ O ₄ Nanocompósitos NSs / óxido de grafeno reduzido (rGO), com alta estabilidade e repetibilidade, apresentaram excelente pico de redução eletroquímica. Além disso, eles enfatizaram que a faixa linear do sensor UA que desenvolveram foi entre 0,02 e 783,6 µM, e o LOD foi de 0,12 nM [80]. Da mesma forma, um novo biossensor para detecção de DA combinando óxido de grafeno (GO) e Fe ₃ O ₄ foi desenvolvido por Cai et al. [81]. Em seu estudo, eles sintetizaram Fe ₃ com sucesso O ₄ / GO / compósito ternário de grafeno puro (PG) por métodos de dispersão e co-precipitação. Posteriormente, eles depositaram o nanocompósito sobre o eletrodo de trabalho, eletrodo de carbono vítreo (GCE), por técnica de gota. A corrente de pico mais alta é registrada para Fe ₃ O ₄ Estruturas / GO / PG em voltamogramas cíclicos (CVs). Da mesma forma, eles relataram que o pico de corrente mais alto na presença de DA pertence a Fe ₃ O ₄ / GO / PG / amostra GCE. Eles também destacaram um aumento na corrente de pico para o Fe ₃ O ₄ / GO / PG / GCE amostra devido ao aumento da concentração de DA. Finalmente, Cai et al. afirmaram que o sensor eletroquímico poderia ser efetivamente usado na detecção de DA [81]. Alguns estudos representativos sobre Fe ₃ O ₄ nanoestruturas como um componente biossensor são fornecidas na Tabela 2.

Apesar de suas propriedades superiores, Fe magnético ₃ O ₄ nanoestruturas apresentam problemas restritivos em biossensores e aplicações biológicas. Devido à sua alta energia de superfície, reatividade química e fortes interações magnéticas, eles são incrivelmente propensos à aglomeração, criando dificuldades na estabilização de Fe ₃ O ₄ nanoestruturas magnéticas. Para superar este problema, a superfície de Fe ₃ O ₄ nanoestruturas é revestido com as camadas de polímero [95]. No entanto, o revestimento da superfície com o polímero pode diminuir a eficiência em termos de aplicações de biossensores eletroquímicos. Assim, na estabilização de Fe magnético ₃ O ₄ nanoestruturas, biomoléculas como genes, células, enzimas, proteínas e outras nanoestruturas essenciais (grafeno, CNTs, pontos quânticos, NPs, etc.) podem ser usados. Portanto, pode-se prever que sistemas nanohíbridos e nanocompósitos complexos baseados em Fe magnético ₃ O ₄ nanoestruturas se tornarão um fenômeno na produção de biossensores de nova geração no futuro.

Afinal, biossensores baseados em MOs que incorporam várias nanoestruturas apresentam funções exclusivas e inovadoras em aplicações práticas e industriais. As nanoestruturas de MOs impactam fortemente o desenvolvimento de biossensores altamente sensíveis, rápidos e estáveis devido às suas propriedades inigualáveis. Além disso, cada tipo de nanoestruturas e óxidos de metais apresentam suas vantagens. Conseqüentemente, novos avanços em dispositivos de detecção provavelmente ocorrerão na biotecnologia. Além disso, é visto que estruturas de nanocarbono receberam muito espaço em estudos recentes, e MOs são usados junto com eles. Portanto, a segunda parte deste trabalho enfocará os dois nanocarbonos mais comumente usados (grafeno e CNTs) em biossensores.

Grafeno e seus biossensores baseados em derivados

O grafeno é um dos alótropos mais populares de carbono, assim como a grafite, CNTs, fulereno, diamante. É uma camada bidimensional de sp ² átomos de carbono hibridizados. Após a descoberta do grafeno por Geim e Novoselov, ele atraiu grande atenção mundial em várias disciplinas, como eletrodos transparentes, armazenamento de energia, entrega de drogas, biossensores, supercapacitores, baterias e catálise [96, 97]. Grafeno como muitos outros nanomateriais podem ser sintetizados por métodos top-down (esfoliação mecânica, esfoliação química e síntese química) e bottom-up (pirólise, crescimento epitaxial, deposição química de vapor (CVD)) [97]. Diferentes métodos de produção levam à presença de vários materiais semelhantes ao grafeno, como grafeno, GQDs, GO, rGO, nanofitas de grafeno (GNRs), nanomesh, nanofolhas [98]. Os derivados freqüentemente usados são mostrados na Fig. 3.

Estrutura dos materiais mais populares à base de grafeno

O grafeno tem boa condutividade térmica (5000 W / mK), alta mobilidade de elétrons em temperatura ambiente (250.000 cm ² / V s), grande área de superfície (2630 m ² / g), alto módulo de elasticidade (21 T Pa) e boa condutividade elétrica [99]. Além disso, a espessura atômica das folhas de grafeno e sua alta área de superfície fornecem sensibilidade do material contra as mudanças nas condições. Assim, as características da superfície do grafeno, nas quais cada átomo pode ser contatado diretamente, o tornam sensível ao meio ambiente. Portanto, é um excelente candidato para aplicações de sensor em comparação com os outros materiais [,, 4, 100, 101]. Na última década, estudos relacionados ao grafeno e seus derivados foram analisados e são apresentados na Fig. 102 com um gráfico de pizza que apresenta a distribuição das aplicações biomédicas do grafeno. Pode-se afirmar que os pesquisadores se concentram principalmente na área de biossensores devido às características do grafeno mencionadas acima.

Gráfico de pizza mostrando a distribuição de grafeno em aplicações biomédicas

Conforme mencionado na primeira seção, alguns biossensores são preparados combinando grafeno e derivados de grafeno com MONs. Nesta parte da revisão, nos concentramos em biossensores baseados em grafeno e seus derivados. Uma representação geral e mecanismo de biossensores baseados em grafeno são mostrados na Fig. 5. Aqui, analitos interagindo com o (s) grupo (s) funcional (is) na superfície do grafeno, e saídas eletroquímicas, ópticas ou outras podem ser obtidas com base nesta interação [96 , 97, 103]. Por exemplo, Mani et al. [104] desenvolveu um nanobiocompósito ternário baseado em nanofitas rGO / MWCNTs / quitosana para detecção sensível e seletiva de H ₂ O ₂ e NÃO ₂ ^- . Eles exploraram as propriedades benéficas do biossensor em soluções de limpeza de lentes de contato e amostras de carne. Eles relataram que para H ₂ O ₂ , o sensor baseado em nanobiocompósito teve uma sensibilidade de 0,616 µAµM ⁻¹ cm ⁻² , o limite de detecção de 1 nm e uma faixa linear de 0,001–1625 µM, enquanto esses valores para NO ₂ ^- , 0,643 µAµM ⁻¹ cm ⁻² , 10 nm e 0,01–1350 µM, respectivamente. Assim, eles provaram que o sensor baseado em grafeno pode ser usado efetivamente em aplicações médicas e segurança alimentar [104]. Outro H ₂ baseado em grafeno O ₂ sensor foi preparado por Yin et al. [105]. Em seu estudo, Yin e colegas sintetizaram aerogéis de grafeno tridimensional (3D) condutores (GA) decorados com Ni ₃ N NPs usando o método hidrotérmico. Como resultado de sua caracterização, eles mostraram que o Ni ₃ Os compostos N / GA que eles obtiveram podem ser aplicados não apenas para H ₂ O ₂ mas também para determinação de glicose. Eles relataram que o Ni ₃ Eletrodo baseado em N / GA, na determinação de H ₂ O ₂ , demonstrou alto desempenho eletroquímico como a faixa de detecção de 5 µM – 75,13 mM, a sensibilidade de 101,9 µAmM ⁻¹ cm ⁻² e um limite de detecção baixo de 1,80 µM. Além disso, para a determinação de glicose, eles enfatizaram que o eletrodo projetado tem uma faixa de detecção de 0,1-7645,3 µM, um limite de detecção de 0,04 µM e uma sensibilidade de 905,6 µA mM ⁻¹ cm ⁻² [105].

Representação de biossensores à base de grafeno e seu mecanismo

Pode-se dizer que recentemente tem havido intenso interesse em biossensores baseados em grafeno para a detecção prática de glicose. Tabela 3. Por exemplo, Đurđić et al. [106] sintetizou com sucesso um biossensor de uso único baseado em Bi ₂ O ₃ GNRs decorados por co-precipitação. Como resultado de sua caracterização, eles provaram que o sensor obtido tinha um limite de detecção de 0,07 mM, uma faixa linear de 0,28-1,70 mM e uma sensibilidade de 64,81 μA / mMcm ² . Assim, eles propuseram que o sensor baseado em grafeno pudesse detectar glicose em amostras de soro e urina reproduzíveis e estáveis [106]. No mesmo ano, um biossensor de glicose útil foi projetado com sucesso pela síntese hidrotérmica de vaso único de um hidrogel de grafeno poroso dopado com nitrogênio 3D (NHGH) com NiCo ₂ O ₄ nanoflores (NHGH / NiCo ₂ O ₄ ) por Lu e equipe. Eles modificaram o GCE com o nanocompósito que obtiveram e avaliaram o desempenho eletroquímico do eletrodo modificado na determinação da glicose. Em primeiro lugar, eles receberam CVs em solução de NaOH 0,1 M, com uma taxa de varredura de 50 mV s ⁻¹ , para examinar o desempenho catalítico eletroquímico. Eles relataram que o NHGH / GCE tem uma corrente de pico de oxidação aumentada de 0,5 V do que a corrente de pico anódico fraco de GCE vazio. Além disso, em seu estudo, eles observaram que o par de pico redox é visível, o que indica que a atividade eletroquímica de NHGH / NiCo ₂ O ₄ / GCE é mais alto em comparação com outros eletrodos. Eles atribuíram essa melhoria à área de superfície estendida do grafeno , boa condutividade e reações redox de Co e Ni. Além disso, eles mostraram o desempenho catalítico eletroquímico dos eletrodos na adição de glicose 5,0 mM. Eles interpretaram NHGH / NiCo ₂ O ₄ /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 O ₄ and NHGH. They also reported that the peak currents increased linearly with increasing glucose concentration and the NHGH/NiCo₂ O ₄ -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 O ₄ /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 O ₄ -decorated CNTs based 3-methoxyphenyl (3-MP) biosensor for environmental protection applications. Fe ₃ O ₄ /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 O ₄ /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.

Conclusão e 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.