Un biotransductor es el componente de reconocimiento-transducción de un sistema de biosensor . Consta de dos partes íntimamente acopladas: una capa de bioreconocimiento y un transductor fisicoquímico , que actuando juntos convierten una señal bioquímica en una señal electrónica u óptica . La capa de bioreconocimiento contiene típicamente una enzima u otra proteína de unión, como un anticuerpo . Sin embargo, secuencias de oligonucleótidos , fragmentos subcelulares, como orgánulos (por ejemplo, mitocondrias ) y fragmentos portadores de receptores (por ejemplo, pared celular ), células enteras individuales, pequeñas cantidades de células en andamios sintéticos o cortes finos de tejidos animales o vegetales, también pueden comprender la capa de bioreconocimiento. Proporciona al biosensor selectividad y especificidad. El transductor fisicoquímico está típicamente en contacto íntimo y controlado con la capa de reconocimiento. Como resultado de la presencia y acción bioquímica del analito (objetivo de interés), se produce un cambio fisicoquímico dentro de la capa de biorreconocimiento que es medido por el transductor fisicoquímico produciendo una señal que es proporcional a la concentración del analito. [1] El transductor fisicoquímico puede ser electroquímico, óptico, electrónico, gravimétrico, piroeléctrico o piezoeléctrico. Según el tipo de biotransductor, los biosensores se pueden clasificar como se muestra a la derecha.
Los biosensores electroquímicos contienen un elemento de biorreconocimiento que reacciona selectivamente con el analito objetivo y produce una señal eléctrica que es proporcional a la concentración del analito. En general, existen varios enfoques que se pueden utilizar para detectar cambios electroquímicos durante un evento de bioreconocimiento y estos se pueden clasificar de la siguiente manera: amperométrico, potenciométrico, de impedancia y conductimétrico.
Los transductores amperométricos detectan cambios en la corriente como resultado de la oxidación o reducción electroquímica. Normalmente, la molécula biorreceptora se inmoviliza en el electrodo de trabajo (normalmente oro, carbono o platino). El potencial entre el electrodo de trabajo y el electrodo de referencia (normalmente Ag/AgCl) se fija en un valor y luego se mide la corriente con respecto al tiempo. El potencial aplicado es la fuerza impulsora de la reacción de transferencia de electrones. La corriente producida es una medida directa de la velocidad de transferencia de electrones. La corriente refleja la reacción que se produce entre la molécula biorreceptora y el analito y está limitada por la velocidad de transporte de masa del analito al electrodo.
Los sensores potenciométricos miden el potencial o la acumulación de carga de una celda electroquímica . El transductor normalmente consta de un electrodo selectivo de iones (ISE) y un electrodo de referencia. El ISE cuenta con una membrana que interactúa selectivamente con el ion cargado de interés, lo que provoca la acumulación de un potencial de carga en comparación con el electrodo de referencia. El electrodo de referencia proporciona un potencial de semicelda constante que no se ve afectado por la concentración del analito. Se utiliza un voltímetro de alta impedancia para medir la fuerza electromotriz o el potencial entre los dos electrodos cuando fluye una corriente cero o ninguna corriente significativa entre ellos. La respuesta potenciométrica está regida por la ecuación de Nernst, en la que el potencial es proporcional al logaritmo de la concentración del analito.
La espectroscopia de impedancia electroquímica (EIS) implica la medición de los cambios resistivos y capacitivos provocados por un evento de biorreconocimiento. Normalmente, se aplica un estímulo eléctrico sinusoidal de pequeña amplitud, lo que hace que fluya corriente a través del biosensor. La frecuencia se varía en un rango para obtener el espectro de impedancia. Los componentes resistivos y capacitivos de la impedancia se determinan a partir de las respuestas de corriente en fase y fuera de fase. Normalmente, se hace que un sistema convencional de tres electrodos sea específico para el analito inmovilizando un elemento de biorreconocimiento en la superficie. Se aplica un voltaje y se mide la corriente. La impedancia interfacial entre el electrodo y la solución cambia como resultado de la unión del analito. Se puede utilizar un analizador de impedancia para controlar y aplicar el estímulo, así como para medir los cambios de impedancia.
La detección conductimétrica implica medir el cambio en las propiedades conductivas de la solución de muestra o de un medio. La reacción entre la biomolécula y el analito cambia la concentración de especies iónicas, lo que provoca un cambio en la conductividad eléctrica de la solución o en el flujo de corriente. Dos electrodos metálicos se separan a una cierta distancia y se aplica un potencial de CA a través de los electrodos, lo que provoca un flujo de corriente entre ellos. Durante un evento de biorreconocimiento, la composición iónica cambia; utilizando un ohmímetro, se puede medir el cambio en la conductancia.
Los biotransductores ópticos, utilizados en biosensores ópticos para la transducción de señales, utilizan fotones para recopilar información sobre el analito. [2] Son altamente sensibles, altamente específicos, de tamaño pequeño y rentables.
El mecanismo de detección del biotransductor óptico depende del sistema enzimático que convierte el analito en productos que se oxidan o reducen en el electrodo de trabajo. [3]
El principio de detección de campo evanescente se utiliza con mayor frecuencia en un sistema de biosensores ópticos como principio de transducción. Este principio es uno de los métodos de detección más sensibles. Permite la detección de fluoróforos exclusivamente en la proximidad cercana de la fibra óptica. [4]
La biodetección electrónica ofrece ventajas significativas sobre los métodos ópticos , bioquímicos y biofísicos , en términos de alta sensibilidad y nuevos mecanismos de detección, alta resolución espacial para detección localizada, fácil integración con el procesamiento estándar de semiconductores a escala de oblea y detección en tiempo real, sin etiquetas y de manera no destructiva [6].
Los dispositivos basados en transistores de efecto de campo (FET) han atraído una gran atención porque pueden traducir directamente las interacciones entre las moléculas biológicas objetivo y la superficie del FET en señales eléctricas legibles. En un FET, la corriente fluye a lo largo del canal que está conectado a la fuente y al drenador. La conductancia del canal entre la fuente y el drenador se activa y desactiva mediante un electrodo de compuerta que está acoplado capacitivamente a través de una fina capa dieléctrica [6].
En los biosensores basados en FET, el canal está en contacto directo con el entorno, lo que permite un mejor control de la carga superficial. Esto mejora la sensibilidad de los biosensores basados en FET de superficie, ya que los eventos biológicos que ocurren en la superficie del canal podrían provocar una variación del potencial de superficie del canal semiconductor y, a continuación, modular la conductancia del canal. Además de la facilidad de integración en chip de las matrices de dispositivos y la fabricación rentable de los mismos, la ultrasensibilidad de la superficie de los biosensores basados en FET los convierte en una alternativa atractiva a las tecnologías de biosensores existentes[6].
Los biosensores gravimétricos utilizan el principio básico de una respuesta a un cambio en la masa. La mayoría de los biosensores gravimétricos utilizan cristales de cuarzo piezoeléctricos delgados, ya sea como cristales resonantes ( QCM ), o como dispositivos de ondas acústicas de superficie/volumen ( SAW ). En la mayoría de estos, la respuesta de masa es inversamente proporcional al espesor del cristal. También se utilizan películas delgadas de polímero en las que se pueden agregar biomoléculas a la superficie con una masa superficial conocida. Se pueden proyectar ondas acústicas a la película delgada para producir un dispositivo oscilatorio, que luego sigue una ecuación que es casi idéntica a la ecuación de Sauerbrey utilizada en el método QCM. [5] Las biomoléculas, como las proteínas o los anticuerpos, pueden unirse y su cambio de masa proporciona una señal medible proporcional a la presencia del analito objetivo en la muestra.
Los biosensores piroeléctricos generan una corriente eléctrica como resultado de un cambio de temperatura. Este diferencial induce una polarización en la sustancia, lo que produce un momento dipolar en la dirección del gradiente de temperatura. El resultado es un voltaje neto a través del material. Este voltaje neto se puede calcular mediante la siguiente ecuación. [6]
donde V = voltaje, ω = frecuencia angular del incidente modulado, P = coeficiente piroeléctrico, L = espesor de la película, ε = constante dieléctrica de la película, A = área de la película, r = resistencia de la película, C = capacitancia de la película, τE = constante de tiempo eléctrica de la salida del detector.
