Ikhtisar tentang Kemajuan Terbaru Nanobiosensor Berbasis Oksida Logam/Grafena/CNT

Biosensor Berbasis Nanostruktur Oksida Logam

Oksida logam (MOs) telah menjadi kandidat penting untuk aplikasi sensor sejak studi biosensor awal pada tahun 1954 [26, 27]. MO dapat disintesis dalam berbagai nanomorfologi seperti NP [28, 29], nanofibers [30], nanospheres (NSs) [31], nanorods [32], nanotube dan nanowires (NWs) [33], nanosheets [34, 35] . Selain keserbagunaan morfologi, MON menawarkan beberapa keuntungan:rasio permukaan/volume yang tinggi, tidak beracun, biokompatibilitas yang baik, stabilitas kimia, selektivitas yang sangat baik, keterbatasan elektron dan fonon, efisiensi katalitik yang tinggi, dan kemampuan adsorpsi yang kuat, fitur antarmuka fisikokimia [36,37,38, 39,40]. Selain itu, MON dapat diproduksi melalui metode yang relatif mudah dan hemat biaya seperti sputtering magnetron frekuensi radio (RF) [41,42,43], penguapan termal [44, 45], deposisi uap kimia yang ditingkatkan plasma (PECVD) [46 , 47], epitaksi berkas molekuler [48], dan teknik solgel [49], proses deposisi elektrokimia [50], dan metode hidrotermal [51]. Fitur penting ini telah menjadikan MON salah satu bahan yang paling diinginkan untuk aplikasi biomedis dan pasar biosensor. Publikasi tentang MON dari 2010 hingga 2020 dianalisis dan disajikan pada Gambar. 2 dengan diagram lingkaran yang disajikan sebagai distribusi aplikasi biomedis MON.

Diagram lingkaran yang menunjukkan distribusi MON dalam aplikasi biomedis

Di sisi lain, terutama dalam beberapa tahun terakhir, berbagai MON seperti ZnO, Fe₃ O₄ , CuO, NiO, TiO₂ , MgO telah terus diproduksi sebagai biosensor serbaguna dan fungsional untuk waktu yang lama [44, 52]. Di antara MON, ZnO dan Fe₃ O₄ , karena aplikasinya yang luas, dianggap sebagai anggota terkemuka dalam konstruksi biosensor [53, 54].

Struktur Nano ZnO

Struktur nano ZnO memainkan peran luas dalam pembuatan biosensor berstruktur nano baru karena sifat uniknya termasuk titik isoelektrik tinggi (IEP ~ 9,5) [55], celah pita lebar, fitur komunikasi elektron yang berguna, stabilitas kimia yang tinggi, biokompatibilitas yang baik, dan piezoelektrik. Terutama, titik isoelektriknya yang tinggi dengan jelas menjelaskan mengapa ZnO adalah oksida logam yang paling umum digunakan untuk teknologi biosensing. Selain itu, ZnO dapat digunakan di semua aplikasi klinis atau nonklinis karena merupakan bahan yang ramah lingkungan dan aman [53, 54, 56]. Misalnya, Akhtar dkk. [57] mengembangkan biosensor optik tanpa reagen berdasarkan mekanisme peningkatan fluoresensi untuk deteksi amiloid dalam diagnosis penyakit neurodegeneratif seperti penyakit Alzheimer dan diabetes tipe II yang bergantung pada insulin dengan memanfaatkan struktur nano ZnO seperti bunga yang memiliki luas permukaan lebih besar . Selain itu, ZnO nanoflower telah dilaporkan sebagai bahan peningkat kinerja yang baik yang menyediakan biosensor amiloid yang lebih cepat dan hemat biaya [57]. Selanjutnya, biosensor glukosa menggunakan transistor efek medan (FET) berbasis nanorod ZnO terkait dengan aplikasi pemantauan glukosa berkelanjutan yang dapat dipakai untuk individu dengan diabetes dibuat oleh Zong dan Zhu [54] melalui metode hidrotermal. Mereka mencapai biosensor performa tinggi dengan sensitivitas tinggi 1,6 mA/µM cm ² dengan area penginderaan kecil 180 m ² dan batas deteksi 1 µM berdasarkan rasio permukaan-ke-volume yang besar dari nanorod ZnO [54]. Sahyar dkk. [58] mengembangkan biosensor berbasis ZnO NPs Ag-doped baru untuk deteksi dini pembusukan daging. Dari hasil analisis mereka dengan elektroda termodifikasi enzim xanthine oxidase (XO) (nanoAg-ZnO/polipirol (PPy)/elektroda grafit pensil), mereka menyatakan bahwa biosensor enzim yang mereka peroleh menunjukkan selektivitas yang tinggi dengan sensitivitas 0,03μA/mM dan 0,07 μM batas deteksi rendah [58].

Dalam studi lain, Yue et al. [59], berhasil mengembangkan biosensor ideal dopamin (DA) berdasarkan elektroda busa Au NPs-ZnO nanocone-arrays/graphene. Dalam karakterisasinya, mereka membuktikan bahwa elektroda yang mereka modifikasi memiliki sensitivitas yang tinggi (4,36 A M ⁻¹ ) dan batas deteksi rendah (0,04 μM, S/N = 3) dalam mendeteksi DA. Lebih lanjut, mereka melaporkan bahwa elektroda berbasis nanocone ZnO menunjukkan selektivitas yang sangat baik, reproduktifitas yang baik, dan stabilitas di bawah gangguan asam urat (UA). Mereka juga menekankan bahwa elektroda memiliki potensi luar biasa dalam pengobatan dan perawatan kesehatan [59]. Pada tahun yang sama, Qian et al. mengembangkan detektor glukosa elektrokimia menggunakan ZnO NPs. Sensor terdiri dari CeO₂ nanowhisker dihiasi dengan ZnO NP, dan mereka menyatakan bahwa ZnO/CeO₂ struktur nanokomposit memiliki luas permukaan yang luas, tidak beracun, dan aktivitas elektrokatalitik yang tinggi. Nanokomposit menunjukkan kinerja yang luar biasa untuk mendeteksi glukosa dengan rentang linier 0,5–300 μM dan batas deteksi (LOD) 0,224 μM (40 ppb). Mereka juga menekankan bahwa sensor nanokomposit menunjukkan hubungan linier yang sangat baik antara intensitas sinyal saat ini dan konsentrasi glukosa (R ² = 0.99944) [60]. Biosensor glukosa lain dikembangkan oleh Rafiee et al. [61] dengan menggabungkan graphene nanoplatelets (GNPs), yang dikenal karena konduktivitasnya yang tinggi dan stabilitas kimianya, dan ZnO NWs, yang dikenal sensitif terhadap glukosa. Dalam studi mereka, mereka memodifikasi struktur perangkat seperti biosensor glukosa dengan mensintesis ZnO NWs pada film tipis GNP dalam tiga konsentrasi berbeda (0,5, 1, dan 2 mg), didefinisikan sebagai GNP1, GNP2, dan GNP3. Sistem menunjukkan bahwa efek ganda dari ZnO NWs dan GNP menghasilkan peningkatan sempurna untuk biosensor glukosa yang efisien. Misalnya, mereka mencatat bahwa untuk konsentrasi glukosa rendah, respons perangkat meningkat seiring dengan peningkatan jumlah graphene dalam larutan, dan waktu respons sensor menurun dengan peningkatan jumlah GNP. Selain itu, mereka melaporkan bahwa stabilitas jangka panjang, yaitu resistensi yang konsisten terhadap hubungan konsentrasi, kriteria penting untuk biosensor yang ideal, diamati pada sampel yang dimodifikasi dengan GNP setelah terpapar glukosa 30 mg/dL selama 30 hari. Akibatnya, mereka menyajikan biosensor glukosa yang ideal dengan fitur yang berguna:waktu respons 5 detik, rentang deteksi 0,003–30.000 mg/dL, dan stabilitas listrik jangka panjang [61]. Selain studi ini, beberapa studi terbaru lainnya menggunakan struktur nano ZnO yang berbeda untuk mendeteksi berbagai enzim diberikan pada Tabel 1.

Mempertimbangkan studi saat ini yang ditunjukkan pada Tabel 1, dapat dinyatakan bahwa struktur ZnO diproduksi melalui berbagai metode dengan morfologi yang bervariasi, dan terus digunakan secara luas karena kemudahannya dalam integrasi ke dalam struktur komposit. Alternatif produksi dan keserbagunaan morfologi, serta membentuk struktur nanokomposit dan nanohibrida dengan bahan nano lainnya, terutama dengan struktur nano karbon, menawarkan potensi luar biasa untuk struktur ZnO dalam hal memenuhi sifat yang diharapkan dengan efisiensi penuh dalam biosensor yang ideal.

Fe₃ O₄ Struktur nano

Dalam beberapa tahun terakhir, Fe₃ O₄ nanostruktur telah membangkitkan banyak minat dalam banyak aplikasi yang menjanjikan, termasuk biosensor, pengiriman obat, pemisahan sel, dan farmasi, berkat sifat unggul seperti biokompatibilitas yang baik, toksisitas rendah, superparamagnetisme, aktivitas katalitik, dan kemudahan persiapan dan proses modifikasi. Fe Magnetik₃ O₄ NP sesuai untuk imobilisasi biomolekul yang diinginkan seperti enzim [73,74,75,76] karena kemampuan pemisahan sederhana dari media dengan sifat magnetiknya [77]. Biaya₃ O₄ NP magnetik dan turunannya telah banyak digunakan dalam teknologi biosensor, dan berbagai penelitian menarik telah dibahas dalam literatur [75, 78]. Dalam konteks ini, Sanaeifar et al. [75] merancang biosensor elektrokimia baru untuk deteksi glukosa. Mereka mengevaluasi kinerja elektrokimia nanokomposit yang dibuat dengan mendispersikan Fe₃ O₄ NP magnetik, yang diproduksi melalui metode kopresipitasi dalam polivinil alkohol (PVA). Mereka melaporkan bahwa Fe₃ O₄ NP dalam matriks PVA, memiliki sifat katalitik yang sangat baik terhadap oksidase glukosa amobil, meningkatkan kecepatan transfer elektron antara enzim dan permukaan elektroda. Bioelektroda yang disiapkan dapat mengukur glukosa dalam kisaran 5 \(\times \hspace{0.17em}\)10 ⁻³ hingga 30 mM dengan sensitivitas 9,36 µA mM ⁻¹ dan menampilkan batas deteksi kurang dari 8 µM [75]. Dong dkk. [79] mengembangkan Ag/Fe₃ O₄ sensor berbasis core-shell NSs, diproduksi melalui pendekatan solvothermal sederhana, untuk digunakan dalam mendeteksi hidrazin untuk perlindungan lingkungan. Mereka melaporkan bahwa sensor hidrazin berperforma tinggi memiliki waktu respons 2 detik, rentang linier 0,25–3400 µm, sensitivitas 270 μA mM ^{− 1} cm ^{− 2} , dan batas deteksi 0,06 μM. Membandingkan angka, sensor hidrazin yang jauh lebih unggul dari sensor lain dalam literatur dikembangkan [79].

Dalam studi lain, Sriram et al. [80] mengembangkan Fe₃ O₄ NSs/reduced graphene oxide (rGO) nanokomposit untuk mendeteksi UA dalam sampel urin dan serum darah. Sebagai hasil dari analisis elektrokimianya, Fe₃ O₄ NSs/reduksi graphene oxide (rGO) nanokomposit, dengan stabilitas dan pengulangan yang tinggi, menunjukkan puncak reduksi elektrokimia yang sangat baik. Selain itu, mereka menekankan bahwa rentang linier sensor UA yang mereka kembangkan adalah antara 0,02 dan 783,6 µM, dan LOD adalah 0,12 nM [80]. Demikian pula, biosensor baru untuk deteksi DA dengan menggabungkan graphene oxide (GO) dan Fe₃ O₄ dikembangkan oleh Cai et al. [81]. Dalam penelitiannya, mereka berhasil mensintesis Fe₃ O₄ /GO/pristine graphene (PG) komposit terner dengan metode dispersi dan kopresipitasi. Selanjutnya nanokomposit didepositkan ke elektroda kerja glassy carbon electrode (GCE), dengan teknik droping. Arus puncak tertinggi tercatat untuk Fe₃ O₄ /GO/PG struktur dalam voltamogram siklik (CV). Demikian pula, mereka melaporkan bahwa arus puncak tertinggi dalam keberadaan DA adalah milik Fe₃ O₄ /GO/PG/GCE sampel. Mereka juga menyoroti peningkatan arus puncak untuk Fe₃ O₄ /GO/PG/GCE sampel karena peningkatan konsentrasi DA. Akhirnya Cai dkk. menyatakan bahwa sensor elektrokimia dapat secara efektif digunakan dalam deteksi DA [81]. Beberapa studi representatif tentang Fe₃ O₄ struktur nano sebagai komponen biosensor diberikan pada Tabel 2.

Meskipun memiliki sifat superior, Fe₃ magnetic magnetik O₄ struktur nano memiliki masalah terbatas dalam biosensor dan aplikasi biologis. Karena energi permukaan yang tinggi, reaktivitas kimia, dan interaksi magnet yang kuat, mereka sangat rentan terhadap aglomerasi, menciptakan kesulitan dalam menstabilkan Fe₃ O₄ struktur nano magnetik. Untuk mengatasi masalah ini, permukaan Fe₃ O₄ struktur nano dilapisi dengan lapisan polimer [95]. Namun, melapisi permukaan dengan polimer dapat menurunkan efisiensi dalam hal aplikasi biosensor elektrokimia. Jadi, dalam menstabilkan magnet Fe₃ O₄ nanostruktur, biomolekul seperti gen, sel, enzim, protein, dan struktur nano penting lainnya (graphene, CNT, titik kuantum, NP, dll.) dapat digunakan. Oleh karena itu, dapat diprediksi bahwa sistem nanohibrid dan nanokomposit kompleks berbasis Fe₃ magnetik O₄ struktur nano akan menjadi fenomena dalam memproduksi biosensor generasi baru di masa depan.

Bagaimanapun, biosensor berbasis MO yang menggabungkan berbagai struktur nano menghadirkan fungsi unik dan baru dalam aplikasi praktis dan industri. Struktur nano MO sangat berdampak pada pembuatan biosensor yang sangat sensitif, cepat, dan stabil karena sifatnya yang tiada taranya. Selain itu, masing-masing jenis struktur nano dan oksida logam memiliki kelebihannya sendiri. Oleh karena itu, kemajuan baru dalam perangkat penginderaan cenderung terjadi dalam bioteknologi. Selain itu, terlihat bahwa struktur nanokarbon telah diberi banyak ruang dalam penelitian terbaru, dan MO digunakan bersama dengan mereka. Oleh karena itu, bagian kedua dari karya ini akan fokus pada dua nanokarbon yang paling umum digunakan (graphene dan CNT) dalam biosensor.

Grafena dan Biosensor Berbasis Turunannya

Grafena adalah salah satu alotrop karbon yang paling populer, seperti grafit, CNT, fullerene, berlian. Ini adalah lapisan dua dimensi sp ² - atom karbon hibridisasi Setelah penemuan graphene oleh Geim dan Novoselov, telah menarik perhatian besar di seluruh dunia dalam berbagai disiplin ilmu seperti elektroda transparan, penyimpanan energi, pengiriman obat, biosensor, superkapasitor, baterai, dan katalisis [96, 97]. Grafena seperti banyak nanomaterial lainnya dapat disintesis dengan top-down (pengelupasan mekanik, pengelupasan kimia, dan sintesis kimia) dan metode bottom-up (pirolisis, pertumbuhan epitaxial, deposisi uap kimia (CVD)) [97]. Metode produksi yang berbeda menyebabkan adanya banyak bahan seperti graphene seperti graphene, GQDs, GO, rGO, graphene nanoribbons (GNRs), nanomesh, nanosheets [98]. Turunan yang sering digunakan ditunjukkan pada Gambar. 3.

Struktur bahan berbasis graphene paling populer

Grafena memiliki konduktivitas termal yang baik (5000 W/mK), mobilitas elektron yang tinggi dalam suhu kamar (250.000 cm ² /V s), luas permukaan besar (2630 m ² /g), modulus elastisitas tinggi (21 T Pa), dan konduktivitas listrik yang baik [99]. Selanjutnya, ketebalan atom dari lembaran graphene dan luas permukaannya yang tinggi memberikan kepekaan material terhadap perubahan kondisi. Dengan demikian, fitur permukaan graphene, di mana setiap atom dapat dihubungi secara langsung, membuatnya sensitif terhadap lingkungan. Oleh karena itu, ini adalah kandidat yang sangat baik untuk aplikasi sensor dibandingkan dengan bahan lain [, , 4, 100, 101]. Studi dekade terakhir yang terkait dengan graphene dan turunannya dianalisis dan disajikan pada Gambar 102 dengan diagram lingkaran yang menyajikan distribusi aplikasi biomedis graphene. Dapat dikatakan bahwa sebagian besar peneliti fokus pada bidang biosensor karena fitur graphene yang disebutkan di atas.

Diagram lingkaran yang menunjukkan distribusi graphene dalam aplikasi biomedis

Seperti disebutkan di bagian pertama, beberapa biosensor dibuat dengan menggabungkan turunan graphene dan graphene dengan MON. Di bagian ulasan ini, kami fokus pada biosensor berdasarkan graphene dan turunannya. Representasi umum dan mekanisme biosensor berbasis graphene ditunjukkan pada Gambar 5. Di sini, analit berinteraksi dengan gugus fungsi pada permukaan graphene, dan keluaran elektrokimia, optik, atau lainnya dapat diperoleh berdasarkan interaksi ini [96 , 97, 103]. Misalnya, Mani et al. [104] mengembangkan nanobiokomposit terner berdasarkan rGO nanoribbons/MWCNTs/chitosan untuk deteksi sensitif dan selektif H₂ O₂ dan TIDAK₂ ⁻ . Mereka mengeksplorasi sifat menguntungkan dari biosensor dalam larutan pembersih lensa kontak dan sampel daging. Mereka melaporkan bahwa untuk H₂ O₂ , sensor berbasis nanobiokomposit memiliki sensitivitas 0,616 AµM ⁻¹ cm ⁻² , batas deteksi 1 nm, dan rentang linier 0,001–1625 µM, sedangkan nilai ini untuk NO₂ ⁻ , 0,643 AµM ⁻¹ cm ⁻² , 10 nm, dan 0,01-1350 µM, masing-masing. Dengan demikian, mereka membuktikan bahwa sensor berbasis graphene dapat digunakan secara efektif dalam aplikasi medis dan keamanan pangan [104]. H₂ berbasis graphene lainnya O₂ sensor disiapkan oleh Yin et al. [105]. Dalam penelitian mereka, Yin dan rekannya mensintesis graphene aerogels (GA) tiga dimensi (3D) konduktif yang didekorasi dengan Ni₃ N NP menggunakan metode hidrotermal. Sebagai hasil dari karakterisasi mereka, mereka menunjukkan bahwa Ni₃ Komposit N/GA yang mereka peroleh dapat diterapkan tidak hanya untuk H₂ O₂ tetapi juga untuk penentuan glukosa. Mereka melaporkan bahwa Ni₃ Elektroda berbasis N/GA, dalam penentuan H₂ O₂ , menunjukkan kinerja elektrokimia yang tinggi sebagai rentang deteksi 5 µM–75,13 mM, sensitivitas 101,9 AmM ⁻¹ cm ⁻² , dan batas deteksi rendah 1,80 µM. Selain itu, untuk penentuan glukosa, mereka menekankan bahwa elektroda yang dirancang memiliki rentang deteksi 0,1–7645,3 µM, batas deteksi 0,04 µM, dan sensitivitas 905,6 µA mM ⁻¹ cm ⁻² [105].

Representasi biosensor berbasis graphene dan mekanismenya

Dapat dikatakan bahwa baru-baru ini ada minat yang kuat pada biosensor berbasis graphene untuk deteksi praktis glukosa Tabel 3. Misalnya, urđić et al. [106] berhasil mensintesis biosensor sekali pakai berdasarkan Bi₂ O₃ -dihiasi GNRs dengan co-presipitasi. Sebagai hasil dari karakterisasi mereka, mereka membuktikan bahwa sensor yang mereka peroleh memiliki batas deteksi 0,07 mM, rentang linier 0,28–1,70 mM, dan sensitivitas 64,81 A/mMcm ² . Dengan demikian, mereka mengusulkan bahwa sensor berbasis graphene dapat mendeteksi glukosa dalam serum darah dan sampel urin yang dapat direproduksi dan stabil [106]. Pada tahun yang sama, biosensor glukosa yang berguna berhasil dirancang oleh sintesis hidrotermal pot tunggal dari hidrogel graphene berpori 3D yang didoping nitrogen (NHGH) dengan NiCo₂ O₄ bunga nano (NHGH/NiCo₂ O₄ ) oleh Lu dan tim. Mereka memodifikasi GCE dengan nanokomposit yang mereka peroleh dan mengevaluasi kinerja elektrokimia elektroda yang dimodifikasi dalam menentukan glukosa. Pertama, mereka menerima CV dalam larutan NaOH 0,1 M, dengan kecepatan pemindaian 50 mV s ⁻¹ , untuk memeriksa kinerja katalitik elektrokimia. Mereka melaporkan bahwa NHGH/GCE memiliki arus puncak oksidasi yang meningkat sebesar 0,5 V daripada arus puncak anodik yang lemah dari GCE telanjang. Selain itu, dalam penelitian mereka, mereka mengamati bahwa pasangan puncak redoks terlihat, yang menunjukkan bahwa aktivitas elektrokimia NHGH/NiCo₂ O₄ /GCE paling tinggi dibandingkan elektroda lainnya. Mereka mengaitkan peningkatan ini dengan luas permukaan graphene yang diperluas, konduktivitas yang baik, dan reaksi redoks Co dan Ni. Selain itu, mereka menunjukkan kinerja katalitik elektrokimia dari elektroda dalam penambahan glukosa 5,0 mM. Mereka menafsirkan 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.

Ketersediaan Data dan Materi

Tidak berlaku.

Singkatan

1D:

One-dimensional

3D:

Three-dimensional

CD:

Cyclodextrin

CVD:

Deposisi uap kimia

CV:

Voltammogram siklik

DA:

Dopamine

DNA:

Deoxyribonucleic acid

DPV:

Differential pulse voltammetry

FET:

Transistor efek medan

GCE:

Elektroda karbon kaca

GelMA:

Gelatin methacryloyl

GNPs:

Graphene nanoplatelets

GNRs:

Graphene nanoribbons

PERGI:

Grafena oksida

GQDs:

Graphene quantum dots

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:

Nanoparticles

NRs:

Nanorods

NSs:

Nanospheres

NWs:

Nanowires

PANI:

Polianilin

PDADMAC:

Poly(diallyl dimethyl ammonium chloride)

PDPA:

Poly Diphenylamine

PECVD:

Plasma-enhanced chemical vapor deposition

PEDOT:

Poly(3,4-ethylenedioxythiophene)

PG:

Pristine graphene

PPy:

Polipirol

PTA:

Phosphotungstic acid

PVA:

Polyvinyl alcohol

RF:

Radio frequency

rGO:

Grafena oksida tereduksi

SERS:

Surface-enhanced Raman scattering

SWCNTs:

Single-walled carbon nanotubes

UA:

Uric acid

XO:

Xanthine oxidase

Simulasi Dinamika Molekuler Mekanisme Pemotongan pada Proses Pemesinan Hibrida Silikon Kristal Tunggal Pembentukan dan Evaluasi Substrat Silikon dengan Lapisan Si Berpori yang Didoping Tinggi yang Dibentuk dengan Etsa Kimia Berbantuan Logam