Luận án Nghiên cứu chế tạo vật liệu trên cơ sở Nanocomposite Carbon ứng dụng trong cảm biến Glucose

ịch chứa glucose. Với 3 mẫu thuyết thanh thu được, qua quá trình thực nghiệm đưa ra các kết quả thể hiện trên Hình 3.36 và Bảng 3.12. Bảng 3.11 So sánh kết quả phân tích glucose trong mẫu huyết thanh giữa cảm biến FeC13 và trung tâm y tế 83 TT A1 A2 A3 S Đỉnh 0,534 0,416 0,386 0,552 Đáy 0,103 0,093 0,119 0,137 Absorbance (A.U) 0,431 0,323 0,267 0,415 Với các kết quả đo quang hấp thụ thể hiện trong Bảng 3.12, dựa theo công thức CT 2.5 , xác định được nồng độ glucose trong các mẫu thử A1, A2, A3 như sau: Mẫu thử A1 A2 A3 Nồng độ glucose (mM) 5,71 4,12 3,54 Kết quả từ trung tâm y tế Bách Khoa (mM) 5,5 3,9 4,7 Sai số (%) 3,82 9,74 16 Từ kết quả thể hiện ở bảng trên, có thể thấy cảm biến vừa chế tạo có khả năng hoạt động tốt với mẫu thực là huyết thanh người, đưa ra các kết quả phân tích có sai số từ 3,81 – 16 % so với kết quả từ trung tâm y tế. 3.3 Tổng hợp, đặc trưng và ứng dụng vật liệu FN-GQDs trong chế tạo cảm biến sinh học so màu phát hiện glucose 3.3.1 Tổng hợp, đặc trưng của vật liệu FN-GQDs Vật liệu FN-GQDs sau khi tổng hợp thu được ở dạng bột mịn. Do đây là một loại vật liệu mới nên chúng tôi đã sử dụng nhiều phép phân tích hóa lý để khảo sát các đặc trưng của chúng, kết quả thể hiện trên Hình 3.37. (A) (B) 84 Hình 3.37 Đặc trưng vật liệu FN-GQDs: (A) phổ nhiễu xạ tia X (XRD); (B) phổ từ kế mẫu rung (VSM); (C) ảnh SEM độ phóng đại nhỏ (kèm phổ EDX); (D) ảnh SEM độ phóng đại lớn; (E) ảnh TEM; (F) phổ phát huỳnh quang; (G) phổ quang hấp thụ; (I) phổ hồng ngoại của FN-GQDs Giản đồ XRD của FN-GQDs (Hình 3.37A) xuất hiện các pic đặc trưng ở góc 2θ = 31.7°, 36.7°, 45.1°, 57.0° và 62.6° tương ứng với các đỉnh (220), (311), (422), (511) và (440), trùng khớp với đặc trưng của γ-FeOOH. Tuy nhiên, cường độ của pic rất nhỏ, chứng tỏ hàm lượng γ-FeOOH trong vật liệu thấp. Tiếp đó, thông thường, phổ nhiễu xạ tia X của GQD có thể xuất hiện một pic khá thấp ở (002) ở góc 2θ = ∼22.7° thể hiện cấu trúc chồng lên nhau của các lớp carbon/graphen nhưng ở Hình 3.7A lại không xuất hiện đỉnh nào của GQDs, có thể do pic này quá yếu hoặc bị chồng chéo bởi tín hiện nền. Thật vậy, đỉnh (002) này phụ thuộc rất nhiều vào mức độ oxy hóa GQDs vì các nhóm (E) (F) (C) (D) (I) (G) (C) 85 hydroxyl, epoxy, carbonyl và cacboxylic có thể làm tăng khoảng cách giữa các lớp GQDs. Phổ từ kế mẫu rung (VSM) của vật liệu FN-GQDs và γ-FeOOH được trình bày ở Hình 3.37B cho thấy tính chất siêu thuận từ của FN-GQDs và γ-FeOOH tại nhiệt độ phòng. Giá trị từ tính bão hòa của FN-GQDs (a) và γ-FeOOH (b) lần lượt là 5 và 20 emu/g ở 25oC. Giá trị từ tính bão hòa rất thấp của FN-GQDs tiếp tục chứng minh hàm lượng của hạt γ-FeOOH trong vật liệu lai tạo này là rất nhỏ. Hình 3.37C và 3.37D trình bày ảnh FE-SEM của FN-GQDs có cấu trúc dạng giống vảy, xếp chồng lên nhau giống như cấu trúc của γ-FeOOH như đã nêu ở phần tổng quan. Có thể thấy qua ảnh FESEM các hạt FN-GQDs xuất hiện dưới dạng hình tròn với đường kính trung bình từ 22 tới 100 nm. Phổ tán xạ năng lượng tia X (đính kèm trong Hình 3.37C) xác nhận sự có mặt của các nguyên tố Fe, C và N trong mẫu. Hình thái của vật liệu được thể hiện rõ qua ảnh hiển vi điện tử truyền qua (TEM) (hình 3.1E), các hạt nano FN-GQDs với đường kính có kích thước trung bình là 50nm và kết tụ lại với nhau tạo thành các tấm/hạt với kích thước lớn hơn. Điều này đồng nhất với kết quả thu được từ ảnh FESEM ở trên, với các hạt FN- GQDs có kích thước nhỏ và kết tụ, có hình vảy. Phổ phát huỳnh quang của vật liệu FN-GQDs trên hình 3.31F cho thấy khi bước sóng kích thích thay đổi từ 300 nm, 320 nm, 340 nm, 380 nm, cường độ phát xạ huỳnh quang khá thấp. Với bước sóng kích thích 360 nm, 440 nm, 460 nm, FN-GQDs phát xạ với cường độ mạnh ở các bước sóng khoảng từ 510 nm – 525 nm và bước sóng phát xạ mạnh nhất tại 521 nm với bước sóng kích thích 400 nm. Phổ quang hấp thụ phân tử UV- Vis của FN-GQDs (hình 3.1G) xuất hiện các đỉnh tại 350 nm đặc trưng cho sự cấu trúc π → π* của liên kết C=O. Giản đồ FT-IR của vật liệu được trình bày trong Hình 3.37I cho thấy các đỉnh hấp thụ tại 1022 cm-1 và 1109 cm-1 đặc trưng cho biến dạng uốn của liên kết O – H trong γ- FeOOH. Hai dải hấp thụ ở 608 cm-1 và 427 cm-1 tương ứng biểu thị sự kéo giãn và uốn cong của liên kết Fe – O [110]. Phổ cũng thể hiện dải hấp thụ tương ứng với rung động của khung C = C nằm ở khoảng 1630 cm-1 cho thấy sự hiện diện của cấu trúc tương tự graphit. Tiếp đó, hai dải ở 2550 cm-1 và 1400 cm-1 có nguồn gốc từ sự rung của các liên kết N – H và C – N trong vật liệu cho thấy rõ hơn sự tác động của N vào các chấm lượng tử carbon [111, 112]. Dải phổ hấp thụ ở 3383 cm-1, 1741 cm-1 và 1263 cm-1 được hình thành từ sự dao động kéo giãn tương ứng của liên kết O – H, C = O và C – O – C, điều này chứng tỏ có rất nhiều oxy trong cấu trúc FN-GQDs cũng như FN-GQDs, phù hợp với 86 kết quả thu được từ phương pháp tán xạ năng lượng tia X (EDX). Ngoài ra, sự xuất hiện một đỉnh hấp thụ ở 1544 cm-1 có thể có nguồn gốc từ biến dạng của imin proton (= NH+), và hai đỉnh ở 2926 cm-1 và 788 cm-1 tương ứng là biến dạng rung kéo dài và rung uốn phẳng của nhóm N – H. 3.3.2 Cảm biến xác định nồng độ H2O2 trên cơ sở vật liệu FN-GQDs 3.3.2.1 Hoạt tính xúc tác của FN-GQDs và tối ưu hóa điều kiện phản ứng Hoạt tính tương tự enzym HRP của FN-GQDs trong mô hình peroxidase được chứng minh qua thí nghiệm xúc tác của chúng cho phản ứng oxi hóa khử của H2O2 với TMB để chuyển TMB ở dạng khử không màu thành dàng oxi hóa có màu xanh. Để chứng minh vai trò xúc tác của FN-GQDs, chúng tôi thiết kế 03 mẫu thử: mẫu (a) bao gồm TMB và FN-GQDs, mẫu (b) bao gồm TMB và H2O2 và mẫu (c) bao gồm TMB, H2O2 và FN-GQDs. Các mẫu trên được phản ứng tại nhiệt độ phòng đến trạng thái bão hòa, khi đo UV-Vis thu được phổ trình bày trong Hình 3.38A. Ta có thể thấy FN-GQDs không có khả năng oxi hóa TMB nếu không có H2O2, bằng chứng ở đây là mẫu (a) giữ nguyên trạng thái không màu (là đặc trưng của TMB ở dạng khử). 87 Hình 3.38 Hoạt tính xúc tác của FN-GQDs trong mô hình peroxidase: (A) Kết quả thí nghiệm khảo sát hoạt tính FN-GQDs; phổ UV-Vis khảo sát thời gian phản ứng của (B) TMB + H2O2; (C) TMB + FN-GQDs và (D) TMB + FN-GQDs + H2O2 Với H2O2 và TMB ở mẫu (b), sự oxy hóa TMB vẫn xảy ra, tuy nhiên với cường độ thấp và tốc độ rất chậm, được lý giải bởi H2O2 vẫn có khả năng tự phân hủy trong môi trường mà không cần có tác động của xúc tác để tạo ra oxy nguyên tử [O] oxy hóa TMB thành dạng oxy hóa. Khác với mẫu (b), sự có mặt của FN-GQDs ở mẫu (c) khiến cường độ tín hiệu đo được từ máy UV-vis cao hơn và tốc độ phản ứng nhanh hơn, do FN-GQDs đã góp phần tăng tốc độ phân hủy H2O2, tạo ra lượng [O] lớn hơn giúp tốc độ oxy hóa TMB nhanh hơn, thể hiện bởi màu xanh đặc trưng của TMB ở dạng oxy hóa, được xác định bằng phương pháp quang hấp thụ phân tử tại bước sóng 652 nm. Để tìm hiểu rõ hơn về hoạt tính của FN-GQDs trong phản ứng, nhóm nghiên cứu thực hiện các khảo sát về thời gian bão hòa và sự thay đổi độ hấp thụ quang đo được tại 652 nm (A652) theo thời gian của các mẫu. Hình 3.38C thể hiện rõ việc FN-GQDs không có khả năng ảnh hưởng đến sự oxy hóa – khử của TMB, bằng chứng thể hiện trong suốt 30 phút khảo sát, A652 của mẫu (a) hầu như không thay đổi và phổ UV-Vis không xuất hiện bất kỳ đỉnh nào rõ ràng tại 652 nm. Ngược lại với mẫu (a), phổ UV-Vis của mẫu (b) và (c) đều có xuất hiện đỉnh tại 652 nm và đều tăng dần theo thời gian từ 5 phút tới 45 phút (Hình 3.32B và 3.32D). Tuy nhiên, ở mẫu (b) biên độ tăng của A652 rất thấp, sau 45 phút, giá trị A652 chưa đạt tới giá trị 0,1 và vẫn tiếp tục tăng còn ở mẫu (c) giá trị A652 tăng rõ rệt theo thời gian và gần như không thay đổi sau 30 phút. Điều này chứng minh rằng, với FN-GQDs là xúc tác, phản ứng oxi hóa TMB bằng H2O2 sẽ rơi vào trạng thái bão hòa sau 30 phút.Với sự góp mặt của xúc tác FN-GQDs, phản ứng giữa H2O2 và TMB xảy ra như sau: 88 H2O2 + TMB𝑘ℎử(không màu) 𝐹𝑁−𝐶𝑄𝐷𝑠 → H2O + TMB𝑜𝑥𝑖 ℎó𝑎 (xanh) (PT3.5) Với thời gian bão hòa của phản ứng đã xác định, chúng tôi tiếp tục tối ưu các từ phản ứng, đó là: pH, nhiệt độ phản ứng, thể tích xúc tác, thể tích TMB sử dụng, với mục đích cố định các điều kiện của phản ứng ở trạng thái tối ưu, giúp tín hiệu A652 thu được từ phản ứng đạt giá trị tốt nhất và ổn định nhất, bởi khi đó, A652 chỉ thay đổi khi thay đổi nồng độ cơ chất H2O2. Thông số của các thí nghiệm tối ưu đã được nêu ở phần thực nghiệm và kết quả được thể hiện ở Hình 3.39. Hình 3.39 Kết quả các thí nghiệm tối ưu: (a) pH, (b) nhiệt độ, (c) thể tích xúc tác, (d) thể tích TMB sử dụng Chúng tôi tiến hành khảo sát phản ứng ở các giá trị pH từ 3 tới 10, bằng cách thay đổi pH của dung dịch đệm. Với pH từ 3 – 6, giá trị hoạt động tương đối của phản ứng tốt nhất (so với giá trị A652 cao nhất tại pH = 3) đạt từ 90 – 100% (Hình 3.39A). Ngược lại, khi dung dịch đệm không còn tính axit, hiệu suất của phản ứng giảm đi đáng kể, thể hiện qua thí nghiệm với pH = 7, giá trị hoạt động tương đối của phản ứng chỉ còn 13%, và tín hiệu A652 gần như không thu được tại pH cao hơn. Về nhiệt độ môi trường, phản ứng được khảo sát ở khoảng nhiệt độ từ 25oC tới 60oC, cụ thể tại các nhiệt độ 25oC, nhiệt độ phòng tại thời điểm khảo sát (38oC), 45oC, 50oC và 60oC. Kết quả thu được giá trị A652 cao nhất nhất ở khoảng 38oC (hình 3.39B), trong khi tại 25oC và 45oC, giá trị A652 đạt 89 được tương ứng bằng khoảng 80% và 46% so với tại 38oC, còn ở các nhiệt độ 50 oC và 60 oC thu được tín hiệu không đáng kể. Đối với thể tích xúc tác, từ các mẫu thí nghiệm với thể tích FN-GQDs thay đổi từ 10L tới 100L, chúng tôi nhận thấy với thể tích từ 60 – 100 L phản ứng xảy ra tốt nhất do giá trị A652 thu được lớn nhất thể hiện trong Hình 3.39C. Tiếp theo, thể tích TMB cần thiết được nhóm nghiên cứu thu được là 100 L TMB 20 mM (thông số mẫu nêu ở phần thực nghiệm) tương ứng với nồng độ TMB trong dung dịch phản ứng là 20x10-7M (Hình 3.9D). Qua các thí nghiệm tối ưu ở trên, nhóm nghiên cứu thu được các điều kiện tối ưu phản ứng trong cảm biến và lựa chọn các giá trị như trong Bảng 3.13. Bảng 3.12 Điều kiện tối ưu của phản ứng Điều kiện Giá trị tối ưu Thời gian 30 phút pH 3 – 6 Nhiệt độ 38oC Thể tích FN-GQDs (2mg/mL) 100 L Thể tích TMB (20mM) 100 L Các giá trị trên được nhóm nghiên cứu lựa chọn và cố định trong các thí nghiệm tiếp theo nhằm tạo được cảm biến đạt tín hiệu và độ ổn định tốt nhất. 3.3.2.2 Cảm biến xác định nồng độ H2O2 trên cơ sở vật liệu FN-GQDs a) Đường chuẩn FN-GQDs H2O2 Như đã nêu ở trên, sau khi đã cố định các yếu tố liên quan ở trạng thái tối ưu, độ hấp thụ quang đo được tại 652 nm (A652) khi đó chỉ phụ thuộc vào nồng độ cơ chất, ở trường hợp này là H2O2. Qua quá trình thực nghiệm, nhóm nghiên cứu nhận thấy nồng độ H2O2 và giá trị A652 khi sử dụng FN-GQDs thay thế enzym HRP tỷ lệ thuận với nhau và mối quan hệ giữa hai đại lượng này tuân theo quy luật tuyến tính. Từ đó, phương pháp đường chuẩn được chọn để xây dựng phương pháp định lượng H2O2. 90 Hình 3.40 Đường chuẩn H2O2 (hình chèn: cơ chế của phản ứng) Đường chuẩn của cảm biến H2O2 theo phương pháp so màu dựa trên xúc tác FN- GQDs và TMB được thể hiện trên Hình 3.40. Qua đường chuẩn, quy luật tuyến tính giữa nồng độ H2O2 ([H2O2]) và độ hấp thụ quang đo được tại 652 nm (A652) của cảm biến tuân theo phương trình A652 = 6,92014 [H2O2] + 0,01844, khoảng tuyến tính [H2O2] chạy từ 0,016 mM tới 0,1167 mM, với R2 = 0,9935. Với nồng độ H2O2 lớn hơn nồng độ nằm trong khoảng tuyến tính, phương pháp định lượng của cảm biến sẽ đạt tới giá trị bão hòa. Có thể thấy trên đường chuẩn, ở các nồng độ 0,133 mM và 0,15 mM, giá trị A652 không chênh lệnh quá nhiều so với nồng độ 0,1167 mM và không thích hợp với quan hệ tuyến tính đã xây dựng. Giới hạn phát hiện nhỏ nhất (Limit of Detection – LOD) đối với H2O2 của cảm biến này có giá trị bằng 5,0 x 10-9 M (hay 5 nM), được xác định bằng công thức CT 2.8. Với giới hạn tìm kiếm nhỏ nhất và khoảng tuyến tính trên, cảm biến H2O2 này hứa hẹn cung cấp một phương pháp định lượng có thể ứng dụng trong công việc xác định nồng độ H2O2 trong các mẫu thực. Do có khoảng tuyến tính ở nồng độ thấp, mẫu phân tích có thể pha loãng nhiều lần, tránh được ảnh hưởng của các tạp chất trong mẫu phân tích. Hơn nữa, giới hạn tìm kiếm nhỏ thể hiện độ nhạy cao của cảm biến, được đánh giá là tốt hơn rõ rệt với một số báo cáo trước sử dụng vật liệu có nguồn gốc từ carbon hạt nano Fe3O4, FeHPO, Fe3O4 - graphen oxit (GO), FeVO4, chấm nano carbon, Ce(OH)CO3 (Bảng 3.14). Bảng 3.13 Giới hạn tìm kiếm H2O2 nhỏ nhất của một số báo cáo trước đây Xúc tác Giới hạn phát hiện H2O2 Tài liệu tham khảo Fe3O4 – Graphen oxit 5 µM [113] 91 Graphen oxit 50 nM [86] Chấm nano carbon 0,2 µM [114] Hạt nano Pt 0,46 µM [115] FeHPO 1 µM [116] FeVO4 0,2 µM [117] Ce(OH)CO3 0,3 µM [118] Lưới nano FeWO4 0,28 µM [119] Hạt nano Fe7(CN)18 (Prussian blue) 0,031 µM [120] FN-GQDs 5nM Báo cáo này b) Động học xúc tác của vật liệu FN-GQDs Như đã nêu ở trên, FN-GQDs có khả năng xúc tác cho phản ứng mô hình peroxidase tương tự như enzym HRP, do vậy thông số đại diện cho hoạt tính của FN- GQDs cũng tương tự như HRP. Thông số này được xác định thông qua cách khảo sát các thí nghiệm động học ổn định của H2O2 và TMB khi sử dụng xúc tác FN-GQDs, bằng cách cố định nồng độ một chất và thay đổi nồng độ chất còn lại. Từ đó tính được Km, là hệ số trong phương trình Michaelis-Menten theo công thức (PT 2.5) Hình 3.41 Đồ thị biểu diễn động học của FN-GQDs theo phương trình Michaelis-Menten (A, B) và phương trình Lineweaver-Burk (C, D). Nồng độ H2O2 là 0.174 mM và nồng độ TMB thay đổi (A, C). Nồng độ TMB là 0.347 mM và nồng độ H2O2 thay đổi (B, D) Để xây dựng các đồ thị theo phương trình Michaelis-Menten và Lineweaver-Burk, [C] là các nồng độ khác nhau của chất được thay đổi nồng độ, vận tốc ban đầu V được tính toán bằng công thức CT 3.4: 92 𝑉 = [𝐶∗] 𝑡 (CT 3.4) Trong đó: t là thời gian phản ứng, [C*] là nồng độ chất thay đổi nồng độ đã phản ứng, được tính theo định luật Lambert-Beer với b = 1cm, ε = 39000 M/cm. Từ các giá trị V và [C], ta dựng được các đồ thị tuân theo phương trình Michaelis-Menten và Lineweaver-Burk tương ứng với TMB và H2O2 (Hình 3.41). Từ đồ thị thu được qua hai phương trình động học ở trên, nhóm nghiên cứu đã tính toán được hằng số Km của FN- GQDs với TMB là 9,3x10-5 M, còn với H2O2 là 5,1x10-5 M. Hệ số Km của FN-GQDs thu được thấp hơn rất nhiều báo cáo trước đây (bảng 3.9), điều này chứng tỏ khả năng xúc tác cho phản ứng peroxidase của FN-GQDs là rất tốt. Bảng 3.14 So sánh hằng số động học Km của FN-GQDs với các xúc tác khác Xúc tác Km (mM) đối với Tài liệu tham khảo TMB H2O2 Hạt nano Fe3O4 0,098 154 [113] Fe3O4 – graphen oxit 0,43 0,71 [113] Graphen oxit 0,0237 3,99 [86] Chấm nano carbon 0,039 26,77 [114] Hạt nano Pt 0,096 3,07 [115] C60-cacboxyfullen C60[C(COOH)2]2 0,2333 24,58 [87] FeHPO 8,63 0,41 [116] Fe3O4 – C 0,313 0,014 [121] FeVO4 0,691 0,0732 [117] Lưới nano FeWO4 1,18 0,059 [119] Hạt nano Fe7(CN)18 (Prussian blue) Chưa có báo cáo 0,028 [120] FN-GQDs 0,093 0,051 Báo cáo này 3.3.3 Ứng dụng vật liệu FN-GQDs trong chế tạo cảm biến sinh học phát hiện glucose 3.3.3.1 Cảm biến sinh học xác định glucose trong dung dịch trên cơ sở vật liệu FN-GQDs Với cảm biến H2O2 đã được chế tạo ở trên, kết hợp với enzym đặc hiệu của glucose là glucose oxidase (GOx), nhóm nghiên cứu đã thiết lập được một cảm biến định lượng glucose. Glucose tác dụng với oxy (O2) dưới sự xúc tác của GOx, tạo ra sản phẩn là axit gluconic và H2O2 theo phản ứng mô tả trên phương trình PT 3.1 93 H2O2 tạo ra từ phản ứng trên sẽ được tác dụng với TMB dưới sự xúc tác của FN- GQDs tương tự như cảm biến H2O2 nêu trên. Phản ứng giữa glucose và GOx được phản ứng tại 37 oC, trong môi trường đệm PBS có pH = 7, tất cả những điều kiện này đếu là điều kiện do nhà sản xuất enzym GOx đề nghị. Hình 3.42 Cơ chế của cảm biến glucose sử dụng FN-GQDs thay thế enzym HRP Cảm biến glucose được nhóm nghiên cứu khảo sát về độ chọn lọc và xây dựng đường chuẩn để khảo sát khoảng tuyến tính, độ nhạy của cảm biến. a) Độ chọn lọc cảm biến Hình 3.43 So sánh giá trị độ hấp thụ quang A652 của các mẫu chọn lọc với (a) 0,7 mM glucose; (b) 0,7 mM galactose; (c) 0,7 mM fructose; (d) 0,7 mM axit ascorbic; (e) 0,7 mM saccharose, (f) hỗn hợp 0,7 mM fructose + 0,7 mM saccharose; (g) hỗn hợp 0,7 mM galactose + 0,7 mM fructose + 0,7 mM saccharose; (h) hỗn hợp 0,7 mM glucose + 0,7 mM galactose + 0,7 mM fructose + 0,7 mM saccharose; (i) hỗn hợp 0,7 mM axit ascorbic + 0,7 mM galactose; (k) hỗn hợp 0,7 mM glucose + 0,7 mM axit ascorbic + 0,7 mM saccharose; (l) hỗn hợp 0,7 mM glucose + 0,7 mM axit ascorbic + 0,7 mM galactose + 0,7 mM saccharose Với sự có mặt của glucose, các mẫu (a), (h), (k), (l) có giá trị A652 vượt trội so với các mẫu còn lại, đạt giá trị từ 1,0 tới 1,1. Thông tin này thể hiện tính chọn lọc tốt của cảm biến, với giá trị A652 thay đổi không đáng kể ở các mẫu (h), (k), (l) so với mẫu (a) mặc dù ở các mẫu (h), (k), (l) có rất nhiều cơ chất tạp có tính chất và cấu tạo tương tự glucose, tuy nhiên những cơ chất này không gây tác động nhiều đến hoạt động của cảm biến. Mặt 94 khác, với sự tham gia phản ứng của galactose và axit ascorbic lần lượt ở các mẫu (b) và (d), cảm biến cũng đưa ra tín hiệu có thể thấy được bằng mắt thường do TMB chuyển hóa thành màu xanh, với giá trị A652 tương ứng là 0,2243 và 0,1398. Tuy nhiên, hai giá trị A652 thu được từ 2 mẫu (b) và (d) này đều nhỏ hơn rất nhiều (khoảng 4,5 lần) so với mẫu (a) và vẫn đạt yêu cầu chọn lọc của một cảm biến sinh học. b) Đường chuẩn glucose Hình 3.44 (A) Phổ UV-Vis của các mẫu có nồng độ glucose khác nhau; (B) Đường chuẩn glucose Qua các thí nghiệm khảo sát về quan hệ tuyến tính giữa nồng độ glucose và giá trị hấp thụ phân tử tại bước sóng 652 nm (A652), nhóm nghiên cứu đã tìm được khoảng tuyến tính của cảm biến glucose sử dụng TMB và xúc tác FN-GQDs là từ 0,008 mM đến 0,8 mM (qua phổ hấp thụ phân tử UV-Vis thể hiện ở Hình 3.44A. Để dựng đường chuẩn, các dung dịch chuẩn được sử dụng có nồng độ lần lượt là 0,04, 0,06, 0,1, 0,18, 0,22, 0,28, 0,33, 0,4, 0,5, 0,6, 0,7, 0,8, 1,0 và 1,5 mM. Từ đường chuẩn thu được (Hình 3.44B, có thể thấy cảm biến glucose đạt trạng thái bão hòa khi nồng độ mẫu phân tích vượt qua 1mM, thể hiện qua sự chênh lệch các giá trị A652 thu được từ các mẫu 0,8 mM, 1 mM và 1,5 mM là không đáng kể. Với các dung dịch chuẩn từ 0,04 tới 0,8 mM, giá trị A652 và nồng độ glucose tuân theo quy luật tuyến tính với R2 = 0,9988 qua phương trình A652 = 1,3755 [Cglucose] – 0,0196. Với phương pháp xác định giá trị giới hạn tìm kiếm nhỏ nhất (LOD) đã nêu ở phần đường chuẩn H2O2, bằng 3 mẫu trắng, LOD của cảm biến glucose là 0,2 x 10-6 M. Với khoảng tuyến tính từ 0,008 tới 0,8 mM cùng LOD = 0,2 x 10-6 M, cảm biến glucose 95 thể hiện tiềm năng có thể ứng dụng xác định nồng độ glucose trong các mẫu thực như máu và nước tiểu, ứng dụng kiểm tra và bảo vệ sức khỏe cộng đồng. Bảng 3.15 So sánh LOD của một số cảm biến glucose đã công bố trước đây Hệ xúc tác LODglucose Tài liệu tham khảo Hạt nano Fe3O4 30 µM [113] Fe3O4 – graphen oxit 0,74 µM [113] Graphen oxit 1 µM [86] Chấm nano carbon 0,4 µM [114] Hạt nano Pt 0,28 µM [115] C60-cacboxyfullen C60[C(COOH)2]2 0,5 µM [87] Fe3O4 – C 2 µM [121] Lưới nano FeWO4 0,67 µM [119] Ce(OH)CO3 0,4 µM [118] Hạt nano Fe7(CN)18 (Prussian blue) 0,03 µM [120] FN-GQDs 0,2 µM Báo cáo này Một điều nữa cần nhắc tới đó chính là độ ổn định của yếu tố quyết định trong cảm biến glucose này, đó chính là khả năng ổn định về cấu trúc cũng như quá trình chế tạo của vật liệu FN-GQDs. Cấu trúc vật liệu cũng như hoạt tính xúc tác của FN-GQDs hầu như không có sự thay đổi trong một thời gian rất dài (ít nhất là 4 – 6 tháng lưu trữ trong tủ lạnh). Đặc biệt, không hề có sự khác biệt giữa những mẻ tổng hợp khác nhau kể cả về cấu tạo vật liệu lẫn hoạt tính của nó. Sự ổn định này thể hiện khả năng có thể lưu trữ vật liệu lâu dài và có thể tái sản xuất mà chất lượng giữa các mẻ không nhiều khác biệt. 3.3.3.2 Ứng dụng vật liệu FN-GQDs trong chế tạo cảm biến sinh học phát hiện glucose trong nước tiểu Mẫu được pha loãng 20 lần với nước tiểu của người khỏe mạnh và 40 lần với mẫu nước tiểu của bệnh nhân tiểu đường bằng cách sử dụng PBS 0.01 M làm dung môi pha loãng. Như đã nêu trên, mục đích của việc pha loãng để giảm thiểu nồng độ các tạp chất trong mẫu thực (do nước tiểu là một dung dịch gồm nhiều chất thải hỗn hợp), khiến ảnh hưởng của tạp chất để hoạt động của cảm biến được giảm thiểu. Ngoài ra việc pha loãng còn giúp đảm bảo tín hiệu thu được nằm trong khoảng tuyến tính của đường chuẩn (do nước tiểu người bệnh có thể có chứa nồng độ glucose cao vượt quá khoảng tuyến tính 96 cảm biến, không thể xác định chính xác). Bằng cách thêm dung dịch glucose chuẩn, nồng độ glucose trong mẫu sẽ tăng dần, thu được đường tuyến tính theo phương pháp thêm chuẩn (Hình 3.45). Hình 3.45 Phương pháp thêm chuẩn sử dụng cảm biến định lượng glucose: (A, C) phổ UV-vis của mẫu thí nghiệm từ nước tiểu của (A) người bình thường và (C) người bệnh tiểu đường; (B, D) đường chuẩn từ phương pháp thêm chuẩn của (B) mẫu người bình thường và (D) mẫu người bệnh tiểu đường Phổ UV-Vis của phương pháp thêm chuẩn với mẫu nước tiểu của người không bị bệnh và người bị tiểu đường lần lượt được trình bày ở Hình 3.45A và 3.45C. Tiếp đó, đồ thị phương pháp thêm chuẩn được trình bày ở Hình 3.45B và 3.9D tương ứng với mẫu nước tiểu của người bình thường và người bị bệnh. Từ giá trị A652 của 2 mẫu nước tiểu, qua đường chuẩn glucose ở Hình 3.45, nồng độ glucose trong nước tiểu của người khỏe mạnh và người tiểu đường lần lượt là 1,05 ± 0,01 mM và 3,60 ± 0,01 mM. Từ phương pháp thêm chuẩn, xác định được nồng độ glucose trong mẫu nước tiểu là 0,96 ± 0,01 mM với người bình thường và với người bệnh là 3,60 ± 0,01 mM. Với các báo cáo trước đây, nồng độ glucose trong nước tiểu của người khỏe mạnh là 0 – 0,8 mM và trong nước tiểu người bệnh là 2,8 – 5,6 mM [122]. Như vậy, kết quả thu được từ cảm biến glucose cho kết quả tương đối chính xác và có khả năng ứng dụng trong thực tế. 97 Kết luận 1. Đã chế tạo thành công các chấm graphen lượng tử (GQDs), vật liệu lai tạo nano Ag/nano carbon (AgNPs/GQDs), vật liệu nano Fe3O4 bọc carbon (FeC), vật liệu lai tạo nano FeOOH với chấm graphen lượng tử pha tạp nitơ (FN-GQDs). Phương pháp chế tạo đơn giản, sản phẩm có độ đồng đều cao do đó phương pháp có triển vọng ứng dụng trong chế tạo vật liệu với quy mô lớn; 2. Đã khảo sát các đặc trưng về cấu trúc, tính chất hóa lý của các loại vật liệu chế tạo bằng các phương pháp hiện đại như UV-vis, XRD, VSM, TEM, SEM, EDX, FT-IR và phổ huỳnh quang; 3. Đã ứng dụng vật liệu AgNPs/GQDs để chế tạo thành công cảm biến phát hiện H2O2 và cảm biến sinh học glucose trên nguyên lý cảm biến so màu không đánh dấu với độ nhạy, độ chọn lọc cao và giới hạn phát hiện (LOD) thấp. Cảm biến H2O2 khoảng phát hiện từ 0,5 đến 100 M và LOD là 162 nM. Cảm biến sinh học glucose có khoảng tuyến tính từ 0,5 mM đến 8mM và LOD là 30 M, thấp hơn giá trị nồng độ glucose trong mẫu nước tiểu của bệnh nhân bệnh tiểu đường (2,8 - 5,6 mM). 4. Đã ứng dụng vật liệu FeC để chế tạo thành công cảm biến so màu phát hiện H2O2 và cảm biến sinh học glucose có độ nhạy, độ chọn lọc cao và LOD thấp. Khảo sát, lựa chọn vật liệu có tỷ lệ Fe3O4/C=1/3 là vật liệu có khả năng xúc tác tốt nhất để ứng dụng chế tạo cảm biến. Cảm biến H2O2 khoảng phát hiện từ 0,5 đến 100 M với LOD là 20 M. Cảm biến sinh học glucose có khoảng phát hiện từ 0,01 mM đến 0.9 mM và LOD là 40 M. Đã ứng dụng cảm biến để xác định nồng độ glucose trong dung dịch, huyết thanh mẫu máu cho kết quả sai số <10% so với các phương pháp chuẩn đang áp dụng. 5. Đã ứng dụng vật liệu FN-GQDs để chế tạo thành công cảm biến so màu phát hiện H2O2 và cảm biến sinh học glucose có độ nhạy, độ chọn lọc cao và LOD thấp. Cảm biến H2O2 khoảng phát hiện từ 0,016 đến 0,117 mM và LOD là 5 nM. Cảm biến sinh học glucose có khoảng phát hiện từ 0,04 mM đến 0.8 mM với LOD là 2 M. Đã ứng dụng cảm biến để xác định nồng độ glucose trong mẫu nước tiểu người, kết quả cho thấy cảm biến hoàn toàn phân biệt mẫu nước tiểu của người không bị bệnh tiểu đường và người bị bệnh tiểu đường, cho thấy tiềm năng ứng dụng cao trong thực tế của cảm biến. 98 6. Các cảm biến hóa học phân tích H2O2 và cảm biến sinh học phát hiện glucose trên cơ sở các loại vật liệu AgNPs/GQDs, FeC và FN-GQDs có độ chọn lọc cao, thời gian phát hiện ngắn (khoảng 40 phút), cách chế tạo và vận hành cảm biến đơn giản nên có tiềm năng ứng dụng trong xét nghiệm glucose trong các mẫu bệnh phẩm (máu, nước tiểu), thực phẩm và dược phẩm. 99 DANH MỤC CÁC CÔNG TRÌNH ĐÃ CÔNG BỐ CỦA LUẬN ÁN 1. Nghia Duc Nguyen, Tuan Van Nguyen, Anh Duc Chu, Hoang Vinh Tran, Luyen Thi Tran, Chinh Dang Huynh, 2017, “A label-free colorimetric sensor based on silver nanoparticles directed to hydrogen peroxide and glucose” Arabian Journal of Chemistry, Volume 11, Issue 7, November 2018, Pages 1134-1143. 2. Hoang Vinh Tran, Tuan Van Nguyen, Nghia Duc Nguyen, Chinh Dang Huynh; 2017; “investigation on peroxidase-like catalytic activity of FeOOH/graphene quantum dots nanocomposite” Hội nghị Vật lý Chất rắn và Khoa học Vật liệu Toàn quốc – SPMS 2017. 3. Hoang Vinh Tran, Tuan Van Nguyen, Nghia Duc Nguyen, Benoît Piro, Chinh Dang Huynh, 2018, “A nanocomposite prepared from FeOOH and N-doped carbon nanosheets as a peroxidase mimic, and its application to enzymatic sensing of glucose in human urine”, Microchimica Acta, Volume 185, Article number: 270. 4. Hoang Vinh Tran, Anh Duc Chu, Tuan Van Nguyen, Nghia Duc Nguyen, Thu Dieu Le, Chinh Dang Huynh, 2018, “An Investigation of Silver Nanoparticles Formation under Presence of Graphene Quantum Dots as Reducing Reagent and Stabilizer”, Materials Transactions, Volume 59, issue 7, pages 1106-1111. 5. Trần Vĩnh Hoàng, Chu Đức Anh, Nguyễn Đức Nghĩa, Nguyễn Văn Tuân, Lê Diệu Thư, Huỳnh Đăng Chính, 2018, “Tổng hợp vật liệu compozit nano bạc/nano cacbon và ứng dụng để chế tạo cảm biến glucose”, Tạp chí Hóa học 56(3e12) 56-61 tháng 7 năm 2018. 6. Tran Vinh Hoang, Nguyen Duc Nghia, Chu Duc Anh, Nguyen Van Tuan, Huynh Dang Chinh; 2018; “Graphene quantum dots as a reducing reagent and stabilizer for green synthesis of silver nanoparticles: towards a hydrogen peroxide and glucose sensor”, Vietnam Journal of Science and Technology 56 (1A) (2018) 146-151. 7. Nguyễn ĐứcNghĩa , Huỳnh Đăng Chính, Trần Vĩnh Hoàng, 2019, “Tổng hợp vật liệu Fe3O4/Cacbon cấu trúc lõi vỏ có hoạt tính xúc tác tương tự Peroxidase và ứng dụng chế tạo cảm biến sinh học phân tích glucose”, Tạp chí hóa học. 57(6E1,2) 500-504. Tháng 12/2019. 8. Nguyễn Đức Nghĩa, Huỳnh Đăng Chính, Trần Vĩnh Hoàng, Đào Hồng Vũ, 2021, “Ảnh hưởng lớp vỏ carbon đến hoạt tính xúc tác tương tự peroxidase của vật liệu Fe3O4/carbon cấu trúc lõi vỏ định hướng ứng dụng chế tạo cảm biến sinh học glucose”, Tạp chí xúc tác và hấp phụ Việt Nam. Vol 10 issue 2/2021. 100 TÀI LIỆU THAM KHẢO 1. Luyến, T.T., Nghiên cứu phát triển cảm biến sinh học điện hóa trên cơ sở dây nano polypyrrole tích hợp hệ vi lưu. Luận án tiến sĩ, 2017, Trường ĐH Bách Khoa Hà Nội. 2. Tran, H.V., Label-free Electrochemical Immunosensors with direct detection. Ph.D. thesis, University Paris Diderot-Paris 7, 2013. 3. B. S. Ferguson, et al., Integrated Microfluidic Electrochemical DNA Sensor. Anal. Chem., 2009. 81(15): p. 6503-6508. 4. H. Liu, et al., Supersandwich Cytosensor for Selective and Ultrasensitive Detection of Cancer Cells Using Aptamer-DNA Concatamer-Quantum Dots Probes. Anal. Chem., 2013. 85(6): p. 3385-3392. 5. S. Reisberg, et al., DNA Electrochemical Sensor Based on Conducting Polymer: Dependence of the “Signal-On” Detection on the Probe Sequence Localization. Anal. Chem., 2005. 77(10): p. 3351-3356. 6. Q.D. Zhang, et al., Functionalization of Single-Walled Carbon Nanotubes for Direct and Selective Electrochemical Detection of DNA. Analyst, 2011: p. 1023-1028. 7. H. Yin, et al., Ultrasensitive electrochemical immunoassay for DNA methyltransferase activity and inhibitor screening based on methyl binding domain protein of MeCP2 and enzymatic signal amplification. Biosens. Bioelectron., 2013. 49C: p. 39-45. 8. L. Shi, et al., Facile synthesis of hierarchically aloe-like gold micro/nanostructures for ultrasensitive DNA recognition. Biosens. Bioelectron., 2013. 49: p. 184-91. 9. J. P. Tosar, G. Branas, and J. Laiz, Electrochemical DNA hybridization sensors applied to real and complex biological samples. Biosens. Bioelectron., 2010. 26(4): p. 1205-17. 10. A. Sassolas , B. D. Leca-Bouvier, and L.J. Blum, DNA Biosensors and Microarrays. Chem. Rev., 2008. 108: p. 109-139. 11. H. Zhang, et al., DNA-Mediated Homogeneous Binding Assays for Nucleic Acids and Proteins. Chem. Rev., 2013. 113(4): p. 2812-2841. 12. E. Palecek and M. Bartosik, Electrochemistry of nucleic acids. Chem. Rev., 2012. 112(6): p. 3427-81. 13. Y. Weizmann, D. M. Chenoweth, and T.M. Swager, DNA-CNT Nanowire Networks for DNA Detection. J. Am. Chem. Soc., 2011. 133: p. 3238-3241. 14. K. Y. Jo, et al., Three-dimensional (3-D) microfluidic-channel-based DNA biosensor for ultra-sensitive electrochemical detection. J. Electroanal. Chem., 2013. 702: p. 72-78. 15. E. Pavlovic, et al., Microfluidic Device Architecture for Electrochemical Patterning and Detection of Multiple DNA Sequences. Langmuir, 2008. 24(3): p. 1102-1107. 16. K. I. Chen, B. R. Li, and Y.T. Chen, Silicon nanowire field-effect transistor-based biosensors for biomedical diagnosis and cellular recording investigation. Nano Today, 2011. 6(2): p. 131-154. 17. T. N. Truong, et al., Multi-wall carbon nanotubes (MWCNTs)-doped polypyrrole DNA biosensor for label-free detection of genetically modified organisms by QCM and EIS. Talanta, 2010. 80(3): p. 1164-9. 18. K. Grennan, et al., Atrazine analysis using an amperometric immunosensor based on single-chain antibody fragments and regeneration-free multi-calibrant measurement. Anal. Chim. Acta, 2003. 500(1-2): p. 287-298. 19. G. K. Ahirwal and C.K. Mitra, Gold nanoparticles based sandwich electrochemical immunosensor. Biosens. Bioelectron., 2010. 25(9): p. 2016-20. 20. B. Piro, et al., Direct and rapid electrochemical immunosensing system based on a conducting polymer. Talanta, 2010. 82(2): p. 608-612. 21. H. V. Tran, et al., A label-free electrochemical immunosensor for direct, signal-on and sensitive pesticide detection. Biosens. Bioelectron., 2012. 31(1): p. 62-68. 101 22. B. Piro, et al., Quinone-Based Polymers for Label-Free and Reagentless Electrochemical Immunosensors: Application to Proteins, Antibodies and Pesticides Detection. Biosensors, 2013. 3(1): p. 58-76. 23. A. Hayat, L. Barthelmebs, and J. L. Marty, Enzyme-linked immunosensor based on super paramagnetic nanobeads for easy and rapid detection of okadaic acid. Anal Chim Acta, 2011. 690(2): p. 248-52. 24. R. Malhotra, et al., Ultrasensitive detection of cancer biomarkers in the clinic by use of a nanostructured microfluidic array. Anal. Chem., 2012. 84(14): p. 6249-55. 25. M. Hervas, M. A. Lopez, and A. Escarpa, Simplified calibration and analysis on screen- printed disposable platforms for electrochemical magnetic bead-based immunosensing of zearalenone in baby food samples. Biosens Bioelectron, 2010. 25(7): p. 1755-60. 26. J. Haccoun, et al., Reagentless amperometric detection of l-lactate on an enzyme- modified conducting copolymer poly(5-hydroxy-1,4-naphthoquinone-co-5-hydroxy-3- thioacetic acid-1,4-naphthoquinone). Biosens. Bioelectron., 2004. 19(10): p. 1325-1329. 27. M. Gamero, et al., Nanostructured rough gold electrodes for the development of lactate oxidase-based biosensors. Biosens. Bioelectron., 2010. 25(9): p. 2038-44. 28. S. Upadhyay, et al., Immobilization of acetylcholineesterase-choline oxidase on a gold- platinum bimetallic nanoparticles modified glassy carbon electrode for the sensitive detection of organophosphate pesticides, carbamates and nerve agents. Biosens. Bioelectron., 2009. 25(4): p. 832-8. 29. W. Putzbach and N. J. Ronkainen, Immobilization techniques in the fabrication of nanomaterial-based electrochemical biosensors: a review. Sensors (Basel), 2013. 13(4): p. 4811-40. 30. C. Moina and G. Ybarra, Fundamentals and Applications of Immunosensors, in Advances in Immunoassay Technology, N.H.L.C.a.T.K. Christopoulos, Editor. 2012, InTech. p. 65- 80. 31. J. I. R. De Corcuera and R.P. Cavalieri, Encyclopedia of Agricultural, Food, and Biological Engineering. 2003: Marcel Dekker, Inc. 32. A. D. McNaught and A. Wilkinson, (The “Gold Book”)-IUPAC- Compendium of Chemical Terminology. 2nd ed. 1997: Blackwell Scientific Publications, Oxford. 33. 34. https://www.imt.fr/en/biosensors-for-monitoring-herbicides-in-water/. 35. 36. Tangsong Li, et al., Sensitive detection of glucose based on gold nanoparticles assisted silver mirror reaction. Analyst, 2011. 136: p. 2893-2896. 37. Qingyun Liu, et al., Higher catalytic activity of porphyrin functionalized Co3O4 nanostructures for visual and colorimetric detection of H2O2 and glucose. Materials Science and Engineering: C, 2014. 43: p. 321-329. 38. Jing Qian, et al., Facile preparation of Fe3O4 nanospheres/reduced graphene oxide nanocomposites with high peroxidase-like activity for sensitive and selective colorimetric detection of acetylcholine. Sensors and Actuators B: Chemical, 2014. 201: p. 160-166. 39. Ya-lei Dong, et al., Graphene oxide-Fe3O4 magnetic nanocomposites with peroxidase- like activity for colorimetric detection of glucose. Nanoscale, 2012. 4: p. 3969-3976. 40. Yonghong Wang, et al., Colorimetric detection of hydrogen peroxide and glucose using the magnetic mesoporous silica nanoparticles. Talanta, 2015. 134: p. 712-717. 41. Wenqiang Lai, et al., Magnetic bead-based enzyme-chromogenic substrate system for ultrasensitive colorimetric immunoassay accompanying cascade reaction for enzymatic formation of squaric acid-iron(III) chelate. Analytical Chemistry, 2014. 86(10): p. 5061−5068. 42. Weimin Zhang, Diao Ma, and J. Du, Prussian blue nanoparticles as peroxidase mimetics for sensitive colorimetric detection of hydrogen peroxide and glucose. Talanta, 2014. 120: p. 362-367. 102 43. Ruimin Li, et al., A novel glucose colorimetric sensor based on intrinsic peroxidase-like activity of C60-carboxyfullerenes. Biosensors and Bioelectronics, 2013. 47: p. 502-507. 44. Zhicai Xing, et al., Two-dimensional hybrid mesoporous Fe2O3-graphene nanostructures: A highly active and reusable peroxidase mimetic toward rapid, highly sensitive optical detection of glucose Biosensors and Bioelectronics, 2014: p. 452-457. 45. Lili Wang, et al., AgNP-DNA@GQDs Hybrid: New Approach for Sensitive Detection of H2O2 and Glucose via Simultaneous AgNP Etching and DNA Cleavage. Analytical Chemistry, 2014. 86(24): p. 12348-12354. 46. Shenguang Ge, et al., Colorimetric detection of the flux of hydrogen peroxide released from living cells based on the high peroxidase-like catalytic performance of porous PtPd nanorods. Biosensors and Bioelectronics, 2015. 71: p. 456-462. 47. Ziyuan Zhou, et al., Facile synthesis of porous Fe3O4@C nanospheres as high- performance anode for lithium-ion battery. Journal of Solid State Electrochemistry, 2015. 19(4): p. 1211-1215. 48. Nguyen Le Huy, et al., Covalent immobilization of cholesterol oxidase and poly(styrene- co-acrylic acid) magnetic microspheres on polyaniline films for amperometric cholesterol biosensing. Analytical Methods, 2013. 5: p. 1392-1398 49. Jian Song, et al., Synthesis of Graphene Oxide Based CuO Nanoparticles Composite Electrode for Highly Enhanced Nonenzymatic Glucose Detection. ACS Applied Materials & Interfaces, 2013. 5(24): p. 12928-12934. 50. Tilagam Marimuthu, Sharifah Mohamad, and Yatimah Alias, Needle-like polypyrrole- NiO composite for non-enzymatic detection of glucose. Synthetic Metals, 2015. 207: p. 35-41. 51. Sen Liu, Bo Yu, and T. Zhang, A novel non-enzymatic glucose sensor based on NiO hollow spheres. Electrochimica Acta, 2013. 102: p. 104- 107. 52. Hoang Vinh Tran, et al., Facile hydrothermal synthesis of Silver/Chitosan nanocomposite and application in the electrochemical detection of hydrogen peroxide. Sesor Letters, 2015. 13: p. 1–7. 53. Xu Zhu, et al., Nonenzymatic Glucose Sensor Based on Pt-Au-SWCNTs Nanocomposites. International Journal of electrochemical science, 2012. 7: p. 8522 - 8532. 54. Chang Su, et al., Nonenzymatic Electrochemical Glucose Sensor Based on Pt Nanoparticles/Mesoporous Carbon Matrix. Electroanalysis, 2010. 22(16): p. 1901-1905. 55. Xueen Jia, et al., Synthesis of Palladium/Helical Carbon Nanofiber Hybrid Nanostructures and Their Application for Hydrogen Peroxide and Glucose Detection. ACS Applied Materials & Interfaces, 2013. 5(22): p. 12017-12022. 56. Jonathan C. Claussen, et al., Nanostructuring Platinum Nanoparticles on Multilayered Graphene Petal Nanosheets for Electrochemical Biosensing. Advanced Functional Materials, 2012. 22: p. 3399-3405. 57. Julaluk Noiphung, et al., Electrochemical detection of glucose from whole blood using paper-based microfluidic devices. Analytica Chimica Acta, 2013. 788: p. 39-45. 58. Gao, L., et al., Magnetite Nanoparticle-Linked Immunosorbent Assay. The Journal of Physical Chemistry C, 2008. 112(44): p. 17357-17361. 59. Yang, M., et al., Immunological detection of hepatocellular carcinoma biomarker GP73 based on dissolved magnetic nanoparticles. Colloids and Surfaces A: Physicochemical and Engineering Aspects, 2014. 443: p. 280-285. 60. Yang, M., et al., Peroxidase-like activity of amino-functionalized magnetic nanoparticles and their applications in immunoassay. Journal of Colloid and Interface Science, 2013. 405: p. 291-295. 61. Wu, Y., et al., Ultra-small particles of iron oxide as peroxidase for immunohistochemical detection. Nanotechnology, 2011. 22(22): p. 225703. 62. Perez, J.M., Hidden talent. Nature Nanotechnology, 2007. 2(9): p. 535-536. 103 63. Duan, D., et al., Nanozyme-strip for rapid local diagnosis of Ebola. Biosensors and Bioelectronics, 2015. 74: p. 134-141. 64. Woo, M.-A., et al. A Novel Colorimetric Immunoassay Utilizing the Peroxidase Mimicking Activity of Magnetic Nanoparticles. International Journal of Molecular Sciences, 2013. 14, 9999-10014 DOI: 10.3390/ijms14059999. 65. Thiramanas, R., et al., Detection of Vibrio cholerae Using the Intrinsic Catalytic Activity of a Magnetic Polymeric Nanoparticle. Analytical Chemistry, 2013. 85(12): p. 5996- 6002. 66. Zhang, L., et al., Rapid and visual detection of Listeria monocytogenes based on nanoparticle cluster catalyzed signal amplification. Biosensors and Bioelectronics, 2016. 86: p. 1-7. 67. Park, K.S., et al., Label‐free colorimetric detection of nucleic acids based on target‐induced shielding against the peroxidase‐mimicking activity of magnetic nanoparticles. 2011. 7(11): p. 1521-1525. 68. Cheng, H., et al., Integrated nanozymes with nanoscale proximity for in vivo neurochemical monitoring in living brains. 2016. 88(10): p. 5489-5497. 69. Kim, M.I., et al., Fabrication of nanoporous nanocomposites entrapping Fe3O4 magnetic nanoparticles and oxidases for colorimetric biosensing. 2011. 17(38): p. 10700-10707. 70. He, X., et al., Fe 3 O 4–Au@ mesoporous SiO 2 microspheres: an ideal artificial enzymatic cascade system. 2013. 49(41): p. 4643-4645. 71. Gao, L., K. Fan, and X. Yan, Iron Oxide Nanozyme: A Multifunctional Enzyme Mimetic for Biomedical Applications. (1838-7640 (Electronic)). 72. Il Kim, M., et al., A convenient alcohol sensor using one-pot nanocomposite entrapping alcohol oxidase and magnetic nanoparticles as peroxidase mimetics. (1533-4880 (Print)). 73. Fan, K., et al., Magnetoferritin nanoparticles for targeting and visualizing tumour tissues. 2012. 7(7): p. 459-464. 74. Zhang, D., et al., Anti-bacterial and in vivo tumor treatment by reactive oxygen species generated by magnetic nanoparticles. 2013. 1(38): p. 5100-5107. 75. Kim, S.E., et al., Ultrasmall nanoparticles induce ferroptosis in nutrient-deprived cancer cells and suppress tumour growth. (1748-3395 (Electronic)). 76. Zhuang, J., et al., Ex vivo detection of iron oxide magnetic nanoparticles in mice using their intrinsic peroxidase-mimicking activity. 2012. 9(7): p. 1983-1989. 77. Kugbe, J., N. Matsue, and T. Henmi, Synthesis of Linde type A zeolite–goethite nanocomposite as an adsorbent for cationic and anionic pollutants. Journal of Hazardous Materials, 2009. 164(2): p. 929-935. 78. Ristić, M., S. Musić, and M. Godec, Properties of γ-FeOOH, α-FeOOH and α-Fe2O3 particles precipitated by hydrolysis of Fe3+ ions in perchlorate containing aqueous solutions. Journal of Alloys and Compounds, 2006. 417(1): p. 292-299. 79. Ewing, F.J., The Crystal Structure of Lepidocrocite. The Journal of Chemical Physics, 1935. 3(7): p. 420-424. 80. Xu, X., et al., Electrophoretic Analysis and Purification of Fluorescent Single-Walled Carbon Nanotube Fragments. Journal of the American Chemical Society, 2004. 126(40): p. 12736-12737. 81. Nguyen, N.D., et al., A label-free colorimetric sensor based on silver nanoparticles directed to hydrogen peroxide and glucose. Arabian Journal of Chemistry, 2018. 82. Phadke, C., et al., Biogenic Synthesis of Fluorescent Carbon Dots at Ambient Temperature Using Azadirachta indica (Neem) gum. Journal of Fluorescence, 2015. 25(4): p. 1103-1107. 83. Mewada, A., et al., Green synthesis of biocompatible carbon dots using aqueous extract of Trapa bispinosa peel. Materials Science and Engineering: C, 2013. 33(5): p. 2914- 2917. 104 84. Lim, S.Y., W. Shen, and Z. Gao, Carbon quantum dots and their applications. Chemical Society Reviews, 2015. 44(1): p. 362-381. 85. Duxbury, M., An enzymatic clinical chemistry laboratory experiment incorporating an introduction to mathematical method comparison techniques. Biochemistry and Molecular Biology Education, 2004. 32(4): p. 246-249. 86. Song, Y., et al., Graphene Oxide: Intrinsic Peroxidase Catalytic Activity and Its Application to Glucose Detection. Advanced Materials, 2010. 22(19): p. 2206-2210. 87. Liang, Q., et al., Easy synthesis of highly fluorescent carbon quantum dots from gelatin and their luminescent properties and applications. Carbon, 2013. 60: p. 421-428. 88. M. J. Krysmann, et al., Formation Mechanism of Carbogenic Nanoparticles with Dual Photoluminescence Emission. J. Am. Chem. Soc., 2011. 134: p. 747. 89. R. Mamatha, et al., Rapid synthesis of highly monodispersed silver nanoparticles from the leaves of Salvadora persica. Materials Letters, 2017. 205: p. 226-229. 90. N. D. Nguyen, et al., A Label-free Colorimetric Sensor Based on Silver Nanoparticles Directed to Hydrogen Peroxide and Glucose. Arabian Journal of Chemistry, 2018. In Press. 91. Y. Gao, Y. Wu, and J. Di, Colorimetric detection of glucose based on gold nanoparticles coupled with silver nanoparticles. Spectrochimica Acta Part A: Molecular and Biomolecular Spectroscopy, 2017. 173: p. 207-212. 92. C. Radhakumary and K. Sreenivasan, Naked Eye Detection of Glucose in Urine Using Glucose Oxidase Immobilized Gold Nanoparticles. Analytical Chemistry, 2011. 83(7): p. 2829-2833. 93. S. Chen, et al., In situ growth of silver nanoparticles on graphene quantum dots for ultrasensitive colorimetric detection of H2O2 and glucose. Analytical Chemistry, 2014. 86(13): p. 6689–6694. 94. Y. Xia, et al., Colorimetric Visualization of Glucose at the Submicromole Level in Serum by a Homogenous Silver Nanoprism-Glucose Oxidase System. Analytical Chemistry, 2013. 85: p. 6241-6247. 95. M. Ornatska, et al., Paper Bioassay Based on Ceria Nanoparticles as Colorimetric Probes, . Analytical Chemistry, 2011. 83: p. 4273-4280. 96. Z. Huang, et al., A novel one-step colorimetric assay for highly sensitive detection of glucose in serum based on MnO2 nanosheets. Analytical Methods, 2017. 9: p. 4275 - 4281. 97. F. Kang, X. Hou, and K. Xu, Highly sensitive colorimetric detection of glucose in a serum based on DNA-embeded Au@Ag core-shell nanoparticles. Nanotechnology, 2015. 26(40): p. 405707 (8pp). 98. X. Zhang, et al., Sensitive colorimetric detection of glucose and cholesterol by using Au@Ag core-shell nanoparticles RSC Advances, 2016. 6: p. 35001 - 35007. 99. H. V. Tran, et al., Synthesis and Characterization of A Highly Peroxidase-Like Catalytic Activity of Doped Graphene Quantum Dots. Towards A Colorimetric Sensor for Urine Glucose Detection. Proceeding of the 6th Asian Symposium on Advanced Materials: Chemistry, Physics & Biomedicine of Functional and Novel Materials (ASAM-6), 2017. 146-151. 100. Marcela Stoia, et al., Solvothermal synthesis of magnetic FexOy/C nanocomposites used as adsorbents for the removal of methylene blue from wastewater. Journal of Thermal Analysis and Calorimetry, 2015. 121(3): p. 989-1001. 101. Wenlin Zhang, et al., Citrus pectin derived ultrasmall Fe3O4@ C nanoparticles as a high-performance adsorbent toward removal of methylene blue. Journal of Molecular Liquids, 2016. 222: p. 995-1002. 102. Xiaolei Bao, et al., Synthesis of carbon-coated magnetic nanocomposite (Fe3O4@C) and its application for sulfonamide antibiotics removal from water. Journal of Environmental Sciences, 2014. 26(5): p. 962-969. 105 103. A Millan, et al., Surface effects in maghemite nanoparticles. Journal of magnetism and magnetic materials, 2007. 312(1): p. L5-L9. 104. Lee, I., et al., Development of a third-generation glucose sensor based on the open circuit potential for continuous glucose monitoring. Biosensors and Bioelectronics, 2018. 105. Li, Z., et al., High-throughput quantification of sodium saccharin in foods by ambient flame ionization mass spectrometry. Talanta, 2018. 182: p. 241-246. 106. Zhang, X.-Q., et al., Prussian blue modified iron oxide magnetic nanoparticles and their high peroxidase-like activity. Journal of Materials Chemistry, 2010. 20(24): p. 5110- 5116. 107. Mu, J., et al., Intrinsic peroxidase-like activity and catalase-like activity of Co3O4 nanoparticles. Chemical Communications, 2012. 48(19): p. 2540-2542. 108. Fan, J., et al., Direct evidence for catalase and peroxidase activities of ferritin–platinum nanoparticles. Biomaterials, 2011. 32(6): p. 1611-1618. 109. Jiang, X., et al., Peroxidase-like activity of apoferritin paired gold clusters for glucose detection. Biosensors and Bioelectronics, 2015. 64: p. 165-170. 110. Hasanpour, F., et al., Template synthesis of maghemite nanoparticle in carboxymethyl cellulose and its application for electrochemical cabergoline sensing. Materials Science and Engineering: C, 2017. 76: p. 88-93. 111. Xia, C., et al., Simultaneously fabrication of free and solidified N, S-doped graphene quantum dots via a facile solvent-free synthesis route for fluorescent detection. Talanta, 2017. 168: p. 269-278. 112. Bali Prasad, B., A. Kumar, and R. Singh, Synthesis of novel monomeric graphene quantum dots and corresponding nanocomposite with molecularly imprinted polymer for electrochemical detection of an anticancerous ifosfamide drug. Biosensors and Bioelectronics, 2017. 94: p. 1-9. 113. Dong, Y.-l., et al., Graphene oxide-Fe3O4 magnetic nanocomposites with peroxidase- like activity for colorimetric detection of glucose. Nanoscale, 2012. 4(13): p. 3969-3976. 114. Shi, W., et al., Carbon nanodots as peroxidase mimetics and their applications to glucose detection. Chemical Communications, 2011. 47(23): p. 6695-6697. 115. Jin, L., et al., Ultrasmall Pt Nanoclusters as Robust Peroxidase Mimics for Colorimetric Detection of Glucose in Human Serum. ACS Applied Materials & Interfaces, 2017. 9(11): p. 10027-10033. 116. Zhang, T., Y. Lu, and G. Luo, Synthesis of Hierarchical Iron Hydrogen Phosphate Crystal as a Robust Peroxidase Mimic for Stable H2O2 Detection. ACS Applied Materials & Interfaces, 2014. 6(16): p. 14433-14438. 117. Sun, C., et al., Synthesis of Nitrogen and Sulfur Co-doped Carbon Dots from Garlic for Selective Detection of Fe3+. Nanoscale Research Letters, 2016. 11(1): p. 110. 118. Zhang, X., et al., A simple and sensitive Ce(OH)CO3/H2O2/TMB reaction system for colorimetric determination of H2O2 and glucose. Sensors and Actuators B: Chemical, 2016. 231: p. 714-722. 119. Tian, T., et al., Synthesis of Hierarchical FeWO4 Architectures with {100}-Faceted Nanosheet Assemblies as a Robust Biomimetic Catalyst. Industrial & Engineering Chemistry Research, 2015. 54(4): p. 1171-1178. 120. Zhang, W., D. Ma, and J. Du, Prussian blue nanoparticles as peroxidase mimetics for sensitive colorimetric detection of hydrogen peroxide and glucose. Talanta, 2014. 120: p. 362-367. 121. Li, Q., et al., Carbon coated magnetite nanoparticles with improved water-dispersion and peroxidase-like activity for colorimetric sensing of glucose. Sensors and Actuators B: Chemical, 2015. 215: p. 86-92. 122. Fine, J., Glucose Content of Normal Urine. British Medical Journal, 1965. 1(5444): p. 1209-1214.