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Jun 17, 2023

Nuevo biosensor marcador PMI electroquímico basado en disolución de puntos cuánticos utilizando un doble

Scientific Reports volumen 12, número de artículo: 8815 (2022) Cite este artículo 1553 Accesos 2 Detalles de Altmetric Metrics Se fabricó un novedoso y sencillo biosensor de intervalo post-mortem (PMI) utilizando un

Scientific Reports volumen 12, número de artículo: 8815 (2022) Citar este artículo

1553 Accesos

2 altmétrico

Detalles de métricas

Se fabricó un biosensor de intervalo post mortem (PMI) novedoso y sencillo utilizando una estrategia de doble etiquetado para detectar el biomarcador gliceraldehído 3-fosfato deshidrogenasa (GAPDH). Se inmovilizó un anticuerpo monoclonal anti-GAPDH en una etiqueta de superficie que contenía puntos cuánticos de seleniuro de cadmio (CdSe QD) en una monocapa autoensamblada de óxido de cisteamina y grafeno (Cys-GO). Se usó glucosa oxidasa (GOx) como marcador de señal para conjugar con GAPDH. El reconocimiento de GAPDH se logró mediante la disolución de los QD de CdSe adheridos a la superficie mediante peróxido de hidrógeno generado mediante oxidación de β-glucosa catalizada por GOx conjugada con GAPDH. Para mejorar la sensibilidad, se introdujo una interacción competitiva entre GAPDH libre y conjugado en el sitio activo del anticuerpo anti-GAPDH. La respuesta electroquímica debida a la disolución del CdSe disminuyó proporcionalmente con la concentración de GAPDH libre. Se realizó voltamperometría pulsada diferencial para determinar las características analíticas del inmunosensor, incluido el límite de detección, el rango dinámico lineal, la selectividad del objetivo, la estabilidad del sistema y la aplicabilidad para el análisis de muestras reales.

El intervalo post-mortem (PMI) es el tiempo que ha transcurrido desde que una persona murió. La estimación del PMI generalmente se realiza mediante técnicas simples, que incluyen livor, algor y rigor mortis. Sin embargo, una estimación precisa del PMI es esencial porque puede proporcionar pruebas importantes para la investigación de la causa y el momento de la muerte. Desafortunadamente, la determinación precisa del PMI es muy difícil y requiere muchas técnicas médicas/científicas y un largo tiempo de procesamiento. Por lo tanto, existe una necesidad urgente de desarrollar un método sencillo y rápido para la detección de PMI. La gliceraldehído 3-fosfato deshidrogenasa (GAPDH) es una proteína que se puede encontrar en la saliva y los riñones1, y su concentración disminuye con el tiempo después de la muerte2. Esta característica de la proteína GAPDH se puede utilizar como un biomarcador proteico adecuado para desarrollar un sistema biosensor PMI.

Se han utilizado varios métodos de detección en sistemas de biosensores que involucran la interacción anticuerpo-antígeno (inmunosensores)3, como quimioluminiscencia4, resonancia de plasmón superficial5, microbalanza de cristal de cuarzo6 y técnicas de detección electroquímica7. Entre ellos, el uso de un inmunosensor electroquímico ha atraído una atención significativa debido a la alta sensibilidad y selectividad del sensor8, 9. Además, los inmunosensores electroquímicos han mostrado ventajas para la detección de biomarcadores de proteínas debido a su bajo costo, fácil medición, respuesta rápida y idoneidad para aplicaciones en el punto de atención10,11,12. Sin embargo, rara vez se ha llevado a cabo el desarrollo de un inmunosensor electroquímico para la detección de PMI2. Mediante el uso de nanomateriales para aumentar la superficie del sensor, este estudio desarrolló un inmunosensor electroquímico altamente sensible para detectar biomarcadores de GAPDH. El inmunosensor PMI se fabricó fijando un anticuerpo monoclonal GAPDH contra puntos cuánticos (QD) de seleniuro de cadmio (CdSe), que se unieron a la monocapa autoensamblada (SAM) de cisteamina que contiene óxido de grafeno (GO). El reconocimiento de GAPDH se logró mediante la disolución de CdSe QD en peróxido de hidrógeno13,14,15 generado por la oxidación de β-glucosa catalizada por glucosa oxidasa (GOx)16. Se utilizó GOx como marcador enzimático que se conjugó con la proteína GAPDH mediante entrecruzamiento con glutaraldehído17. Para mejorar la sensibilidad, se introdujo una interacción competitiva entre los conjugados GAPDH-GOx y el GAPDH libre con el sitio activo de anti-GAPDH18. La reacción actual debido a la disolución de CdSe disminuyó proporcionalmente al aumento de la concentración de GAPDH libre. Por lo tanto, fue posible cuantificar el GAPDH libre con esta estrategia y se realizó voltamperometría pulsada diferencial (DPV) para determinar las características analíticas de un inmunosensor, incluido el límite de detección, el rango dinámico lineal, la selectividad del objetivo, la estabilidad del sistema y la aplicabilidad hacia el análisis de muestras reales19.

Cisteamina, óxido de grafeno (2 mg/mL, dispersión en H2O), N-(3-dimetilaminopropil)-N'-etilcarbodiimida (EDC), sal sódica de N-hidroxisulfosuccinimida (NHS), fosfato sódico dibásico, fosfato sódico monobásico, solución de glutaraldehído , cloruro de sodio, Sephadex G-25, glucosa oxidasa (de Aspergillus niger), pentaacetato de β-D-glucosa, ácido etilendiaminotetraacético (EDTA), trizma (NH2C(CH2OH)3·HCl) (Tris), albúmina sérica bovina ( BSA), antígeno prostático específico (PSA), antígeno carcinoembrionario (CEA), proteína C reactiva (CRP), inmunoglobulina G humana (hIgG), peroxidasa de rábano picante (HRP) y muestras de suero humano se adquirieron de Sigma-Aldrich Co. Ácido clorhídrico se adquirió de Junsei Co., y la α-trombina humana se obtuvo de Haematologic Technologies Inc. El anticuerpo GAPDH (Sc-25778) se obtuvo de Santa Cruz Co., y la solución de GAPDH (concentración: 10,532 mg/ml) se obtuvo de Cosmogenetech Co., Corea del Sur. Los QD (CdSe/ZnS con grupo activo de ácido carboxílico en agua, emisión de 520 nm/absorción de 450 nm) se adquirieron de Global Zeus Co., Corea del Sur. Todos los productos químicos eran de grado analítico y se utilizaron sin modificaciones adicionales. Todas las soluciones acuosas se prepararon utilizando agua desionizada (DI) de un sistema de purificación de agua Milli-Q (18 MΩ·cm). Las evaluaciones electroquímicas se realizaron en una solución tampón fosfato 0,1 mM (PBS, pH 7,4). Todas las soluciones se desoxigenaron con nitrógeno con una pureza del 99,9% durante más de 15 minutos.

Se midieron técnicas de evaluación electroquímica como DPV y voltamperometría cíclica (CV) a través de un potenciostato/galvanostato (CHI660D, CH Instruments Inc, EE. UU.). Para DPV, se utilizaron Ag/AgCl (KCl saturado) y platino (Pt) como electrodos de referencia y contraelectrodos, respectivamente. La microscopía electrónica de barrido (SEM) y la espectroscopia de rayos X de dispersión de energía (EDS) se realizaron en un sistema SEM (CLARA, TESCAN, República Checa). Las imágenes del microscopio confocal se obtuvieron de un microscopio de barrido confocal (LSM 880 con Airyscan, Carl Zeiss, Alemania). La espectroscopia ultravioleta-visible (UV-vis) se realizó a través de un espectrofotómetro UV-vis (Optizen POP, Mecasys, República de Corea).

La plataforma del inmunosensor fue modificada por SAM de cisteamina (Cys) incorporado en GO mediante unión química20. Primero, los electrodos de Au se pulieron con una suspensión de alúmina/agua de 0,05 µm sobre un paño de pulido. A continuación, se sonicó el electrodo pulido y se enjuagó con agua desionizada. Luego, el electrodo con acabado de espejo se lavó con una solución de piraña (70 % H2SO4 y 30 % H2O2), se enjuagó completamente con agua desionizada y se secó en un horno. La solución Cys-GO se preparó mezclando Cys 36 mM en agua desionizada con 10 µg/ml de GO. La mezcla final (5 µL) se dejó caer sobre el electrodo de Au y se mantuvo durante 8 h 21, 22 para el autoensamblaje. Los grupos de ácido carboxílico en los QD se activaron con una solución de EDC/NHS 10 mM23, y la superficie modificada con Au/Cys-GO se unió covalentemente con los QD activados durante 10 h (Au/Cys-GO/QD)24. Después del lavado, el electrodo Au/Cys-GO/QD se incubó en una solución de PBS 0,1 M (pH 7,0) que contenía 1 µg/ml de anti-GAPDH durante 4 h25,26,27. El anticuerpo GAPDH (Ab) se inmovilizó en los QD a través de los enlaces amida entre el grupo carboxilo del QD y el grupo amina de anti-GAPDH (Au/Cys-GO/QD/anti-GAPDH). Después de eso, el electrodo se lavó tres veces con PBS 0,1 M y luego se colocó en una solución de BSA al 0,05% durante 1 h para bloquear la absorción no específica de otras proteínas. Después de enjuagar tres o cuatro veces con PBS, el inmunosensor Au/Cys-GO/QD/anti-GAPDH bloqueado con BSA se almacenó en el refrigerador a 4 °C. La Figura 1 describe la fabricación general del inmunosensor GAPDH.

Esquema de la detección de GAPDH mediante el uso del inmunosensor de disolución QD.

Los conjugados GOx/GAPDH se prepararon de acuerdo con el siguiente procedimiento28, 29. Primero, se mezclaron 50 µg/mL de GAPDH en PBS 1,0 M y 0,5 ml de glutaraldehído al 25 % a temperatura ambiente (TA) durante 18 h (glu-GAPDH). . El exceso de glutaraldehído se filtró mediante una columna Sephadex G-25 en tris 10 mM/EDTA 1 mM (pH 7,5) equilibrado con NaCl al 0,9%. Luego, se mezclaron 3 ml de GOx (1,0 mg/ml) en solución de PBS 1 M con 6 ml de glu-GAPDH para inducir el entrecruzamiento covalente entre GOx y glu-GAPDH. La mezcla se incubó durante 24 h a temperatura ambiente (GAPDH conjugado). Para evitar la unión no específica del sitio activo restante del conjugado preparado, el bloqueo se realizó usando una solución de BSA al 0,1 % (p/v) y la diálisis se realizó en PBS 0,1 M (pH 7,4). Finalmente, el conjugado se filtró a través de una membrana Millipore estéril (0,20 µm) y luego se almacenó a -20 °C.

La Figura 2 muestra las imágenes SEM de superficies de Au modificadas con GO, Cys-GO y Cys-GO/QD. El electrodo GO exhibió una morfología gruesa y rugosa en la imagen SEM. Para el electrodo Cys-GO, se observó una gran mancha en la superficie lisa del SAM, lo que confirma que GO se incorporó en Cys. La superficie de Au modificada con Cys-GO/QD mostró algunas ramificaciones debido a la unión de QD después de la unión de QD. Sin embargo, las QD son pequeñas nanopartículas de 5 nm de tamaño; por lo tanto, no son visibles en las imágenes.

Imágenes SEM de (a) superficies modificadas GO, (b) Cys-GO y (c) Cys-GO/QD. (d) Se obtienen los espectros EDS de GO, (e) Cys-GO y (f) Cys-GO/QD para Au/GO (i), Au/Cys-GO (ii) y Au/Cys-GO/QD (iii) superficies modificadas.

Se realizó EDS para caracterizar la superficie del electrodo Au/Cys-GO/QD (Fig. 2). Los espectros de estudio de Au/GO y Au/Cys-GO indicaron la presencia de C, O, S y K y C, N, O y S, respectivamente. Sin embargo, se encontró que el electrodo Au/Cys-GO/QD posee C, N, O, S y Cd. La presencia de Cd en la superficie indicó la inmovilización exitosa de los QD en el inmunosensor.

Se realizó un análisis XPS para caracterizar el enlace covalente de QD con Au/Cys-GO como se muestra en la Fig. S1. El pico C1S en Au/Cys-GO/QD y el pico N1S en Au/Cys-GO desplazados a energías más altas y más bajas, respectivamente, indican claramente la formación del enlace covalente entre el ácido carboxílico de QD y los grupos amino de cisteamina. en Au/Cys-GO.

Se realizó microscopía confocal para caracterizar aún más la superficie del inmunosensor GAPDH. La Fig. S2 muestra las imágenes de fluorescencia de Au/Cys y Au/Cys-GO/QD. La fluorescencia fue evidente en la superficie del electrodo Au/Cys-GO/QD debido a la emisión QD, mientras que el electrodo Au/Cys no mostró ninguna fluorescencia. Estos resultados confirman que los QD se han inmovilizado con éxito en la superficie Au/Cys-GO.

El comportamiento electroquímico del electrodo Au/Cys-GO/QD se analizó mediante CV. La Fig. S3 muestra los perfiles CV de los electrodos modificados con Au/Cys-, Au/Cys-GO- y Au/Cys-GO/QD en PBS. Se observó un pico redox muy pequeño para el electrodo modificado con Au/Cys debido a la ausencia de materiales electroactivos como nanopartículas para la reacción redox. Además, para el electrodo modificado con Au/Cys-GO, se observó un pico redox significativamente mayor entre −0,1 V y 0,3 V frente a Ag/AgCl, lo que sugiere que la introducción de GO mejoró la conductividad y aumentó la corriente máxima. Después de la modificación de Au/Cys-GO/QD, el pico redox se ubicó en la misma posición que el observado para el electrodo Au/Cys-GO, con un incremento en la corriente máxima. La separación entre los picos de reducción y oxidación se calculó en 0,4 V, lo que implica una reacción de transferencia de electrones casi reversible. La Tabla S1 muestra la tasa de aumento del pico redox, lo que indica un aumento gradual de la corriente después de pasos adicionales. Los resultados de estos análisis confirmaron que Cys-GO/QD se inmovilizó con éxito en la superficie del electrodo de Au con una característica electroactiva y puede usarse para la fabricación del inmunosensor GAPDH.

La disolución de QD se analizó mediante espectroscopia UV/Vis. La figura S4 muestra los espectros UV/Vis obtenidos para QD de 10 µg/ml, QD de 10 µg/ml que reaccionan con H2O2 al 5 % durante 5 min y QD de 10 µg/ml que reaccionan con H2O2 al 1 % durante 5 min. Como era de esperar, los QD mostraron un pico entre 440 y 460 nm. Después de que los QD reaccionaron con H2O2, la absorbancia se redujo notablemente; la alta concentración de H2O2 produjo menor absorbancia que la baja concentración, confirmando que la disolución del QD estaba relacionada con la presencia de H2O2.

Para lograr la mejor respuesta en el análisis de muestras reales, se optimizó la proporción de dilución del anticuerpo. La figura S5 muestra la respuesta de los anticuerpos anti-GAPDH a las sondas de detección diluidas en diversas proporciones de 1:2000 a 1:40 en condiciones de 1 ng/ml de GAPDH libre. La respuesta actual aumentó significativamente cuando el factor de dilución de Ab varió de 1:2000 a 1:200 y no aumentó más cuando el factor de dilución fue 1:200 o superior. Por lo tanto, la proporción óptima de anticuerpos anti-GAPDH se finalizó en 1:200. Las optimizaciones del pH y del tiempo de incubación son importantes para lograr la máxima sensibilidad en el inmunosensor basado en la interacción anticuerpo-antígeno. Sin embargo, no intentamos optimizar el pH y el tiempo de incubación en este estudio porque nuestro objetivo era utilizar este inmunosensor en una condición de pH fisiológico (pH = 7,0 ~ 7,4). Con respecto al tiempo de incubación de la interacción anticuerpo-antígeno, los resultados anteriores sobre la unión anticuerpo-antígeno mostraron incubaciones de 30 min - 2 h apropiadas para respuestas máximas25,26,27. Teniendo en cuenta el hecho de que la mayoría de las interacciones anticuerpo-antígeno son necesarias para tener una unión similar tiempo, no intentamos optimizarlo. Sin embargo, para la máxima unión anticuerpo-antígeno, utilizamos un tiempo de incubación de 4 h ya que el paso de incubación se realizó a 4 ℃.

La DPV es una técnica más sensible que la CV; por tanto, se utilizó para la cuantificación de GAPDH libre. La Figura 3 muestra las respuestas de DPV medidas después de la disolución de QD en diversas concentraciones de GAPDH libre que oscilan entre 10 fg/ml y 100 ng/ml. La respuesta se midió después de incubar el inmunosensor en PBS que contenía GAPDH conjugado y varias concentraciones de GAPDH durante 10 h. Como se muestra en la Fig. 3, se observó un pico de extracción a −0,43 V frente a Ag/AgCl debido a la disolución de Cd en Cd+. A continuación, el inmunosensor se colocó tanto con GAPDH conjugado como con GAPDH libre en PBS. El GAPDH libre compitió por la unión a los sitios activos del anticuerpo anti-GAPDH; por tanto, la cantidad de GAPDH conjugado unida a los sitios activos del anticuerpo se redujo y, en consecuencia, el pico de corriente de reducción de la extracción de Cd disminuyó debido a la presencia de GAPDH libre. Debido a que el GOx limitado que interactúa con la β-glucosa en las soluciones de PBS generó H2O2 30, el H2O2 generado enzimáticamente podría disolver el Cd metálico de los QD. Por lo tanto, el pico de extracción de Cd disminuyó gradualmente y su intensidad fue proporcional a la cantidad de GAPDH libre.

Respuestas de DPV obtenidas para el inmunosensor a diversas concentraciones de GAPDH libre.

Para lograr una detección sensible de GAPDH, la realización analítica se llevó a cabo en condiciones experimentales optimizadas. Cuando se aumentó la concentración de GAPDH libre y se fijó la cantidad de GAPDH conjugado, una cantidad baja de GOx se unió a los sitios de unión del anticuerpo a través de la estrategia de unión competitiva31, generando una cantidad baja de H2O2 para la disolución de QD. Como resultado, la intensidad del pico de extracción de Cd no disminuyó significativamente. La respuesta de la corriente de extracción aumentó al disminuir la concentración de GAPDH libre en PBS y se observó una relación lineal directa entre la respuesta actual y la concentración de GAPDH libre, lo que permitió la cuantificación de GAPDH libre mediante esta estrategia de disolución.

La Figura 4 muestra el gráfico de calibración utilizando la intensidad de la corriente de extracción obtenida en la Fig. 3. Se determinó que el rango lineal de detección de GAPDH era de 10 fg/ml a 100 ng/ml. La dependencia lineal entre la intensidad y la concentración de GAPDH libre produjo una ecuación de regresión de I (y) = 0,0969 · log x + 0,7769 con un coeficiente de correlación de 0,9802. La desviación estándar relativa fue aproximadamente del 5,16 % (n=5) a una concentración de GAPDH de 1 ng/ml. Con base en tres mediciones de la desviación estándar del ruido en blanco (nivel de confianza del 95 %, k = 3, n = 5), el límite de detección se determinó como 2 fg/ml. Todos los parámetros analíticos se resumen en la Tabla S2. Los parámetros analíticos obtenidos en este estudio y los de biosensores basados ​​en QD informados anteriormente se comparan en la Tabla 132,33,34,35,36,37,38, lo que demuestra la alta sensibilidad del sensor GAPDH desarrollado en este trabajo.

Gráfico de calibración utilizando la respuesta de la corriente de extracción.

Para investigar la selectividad, se investigó la unión competitiva del inmunosensor utilizando GAPDH conjugado y biomarcadores similares como PSA, antígeno carcinoembrionario (CEA), CRP, inmunoglobulina G humana (hIgG), peroxidasa de rábano picante (HRP) y trombina (TB). La Figura 5 muestra las respuestas DPV obtenidas antes y después de una reacción competitiva. Excepto GAPDH, todas las proteínas analizadas no mostraron ningún cambio actual significativo después de la competencia, lo que sugiere que el inmunosensor propuesto es altamente selectivo y las proteínas mencionadas anteriormente no interfirieron con la detección de GAPDH.

Estudio de selectividad del inmunosensor electroquímico GAPDH en presencia de otras proteínas (CEA, CRP, HRP, IGG, TB) en condiciones de 1 ng/mL.

La estabilidad del sensor fabricado se determinó midiendo la respuesta de 100 pg/ml de GAPDH durante un mes. Después de cada medición, el inmunosensor se lavó con una solución de PBS y se sumergió en una solución tampón de Gly-HCl 0,2 M (pH = 2,8) durante 5 minutos. Después de lavar tres veces con una solución de PBS, el inmunosensor se almacenó en condiciones secas a 4 °C hasta que se utilizó posteriormente para la unión competitiva de GAPDH libre y conjugado. La respuesta actual no disminuyó significativamente (0,516, 0,523, 0,488 y 0,482) durante un mes, como se muestra en la Fig. 6. El inmunosensor retuvo casi el 93,4 % de su respuesta inicial durante un período de un mes. Estos resultados indicaron que el inmunosensor GAPDH exhibió no solo una alta selectividad sino también una estabilidad a largo plazo.

Valor de brecha actual de 100 pg/mL de GAPDH probado en diferentes días.

Se investigó la aplicabilidad de este inmunosensor GAPDH para el análisis de muestras reales utilizando suero sanguíneo humano. Para este propósito, se prepararon muestras de suero sanguíneo añadiendo 0,1 ng/ml ±0,03 y 0,2 ng/ml de GAPDH. Para calcular la concentración de GAPDH se utilizó el método de adición estándar; el gráfico obtenido se muestra en la Fig. 7. La concentración de GAPDH se detectó en 0,1 ±0,03 y 0,19 ±0,03 ng/ml. La recuperación fue casi del 100% para la primera muestra y del 95% para la segunda muestra, lo que indica una precisión aceptable. Este resultado confirma que el inmunosensor GAPDH propuesto se puede aplicar para la detección de GAPDH en muestras de suero humano real.

Gráfico de suma estándar para la detección de GAPDH en muestras de suero humano real.

Desarrollamos un inmunosensor electroquímico basado en la plataforma Cys-GO/QD para detectar el biomarcador GAPDH para la estimación del PMI. La capa Cys-GO/QD tiene las características de una gran superficie y una excelente biocompatibilidad, que permiten la inmovilización de los anticuerpos GAPDH. La coexistencia de GO y QD amplificó la señal electroquímica al mejorar la conductividad y generar numerosos electrones para la detección. Más importante aún, la eliminación metálica de los QD fue inducida por H2O2 generado a partir de etiquetas enzimáticas, y esta nueva estrategia de detección mejoró aún más la sensibilidad de detección. El inmunosensor GAPDH desarrollado puede detectar GAPDH a una concentración baja de 2,0 fg/ml con un amplio alcance lineal entre 1,0 fg/ml y 100 ng/ml. La estrategia de detección propuesta se puede utilizar en el campo forense para la detección de GAPDH y otros biomarcadores de PMI en el lugar de atención y es prometedora para la estimación de PMI.

No se generaron ni analizaron conjuntos de datos durante el estudio actual.

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Esta investigación fue apoyada por la subvención de la Fundación Nacional de Investigación financiada por el gobierno de Corea (MSIP) (2015R1D1A1A01056721, Programa de investigación básica para una universidad regional, 30%) (2013R1A6A9067028, 2014 Programa de educación para ingenieros de equipos de I+D, 10%), la Universidad Nacional de Chungnam ( CNU) (2015-1252-01, 10%), la subvención del Instituto de Ciencias Básicas de Corea financiada por el gobierno de Corea (MSIT) (C280320, 40%) y la subvención del Instituto de Planificación y Evaluación de Tecnologías de la Información y las Comunicaciones (IITP) financiado por el gobierno de Corea (MSIT) (No. 2019-0-01106, Desarrollo inteligente de nariz electrónica para detección de gases a un nivel inferior a ppb, 10%).

Estos autores contribuyeron igualmente: Bongjin Jeong y Rashida Akter.

Laboratorio de Investigación de Convergencia Inteligente, Instituto de Investigación en Electrónica y Telecomunicaciones, 34129, Daejeon, República de Corea

Bongjin Jeong y Chang-Geun Ahn

Escuela de Graduados en Ciencia y Tecnología Analíticas, Universidad Nacional de Chungnam, 34134, Daejeon, República de Corea

Bongjin Jeong, Rashida Akter, Jeonghyun Oh, Jong-Soon Choi y Md. Aminur Rahman

División de Ciencias de la Vida, Instituto de Ciencias Básicas de Corea, 34133, Daejeon, República de Corea

Dong-Gi Lee y Jong-Soon Choi

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BJ y RA contribuyeron por igual. BJ y RA prepararon los conjugados y los sensores electroquímicos, caracterizaron el material y diseñaron los experimentos de biodetección. BJ también escribió parcialmente el borrador original de este manuscrito. JO apoyó los experimentos. DL proporcionó los recursos bimoleculares. CA se hizo cargo de los recursos. JC y MAR concibieron el proyecto y se encargaron de la conceptualización, la metodología, el desarrollo del biosensor y revisaron el borrador original.

Correspondencia a Bongjin Jeong, Jong-Soon Choi o Md. Aminur Rahman.

Los autores declaran no tener conflictos de intereses.

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Reimpresiones y permisos

Jeong, B., Akter, R., Oh, J. et al. Nuevo biosensor marcador PMI electroquímico basado en disolución de puntos cuánticos mediante una estrategia de doble etiqueta. Informe científico 12, 8815 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-12444-6

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Recibido: 14 de abril de 2022

Aceptado: 11 de mayo de 2022

Publicado: 25 de mayo de 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-12444-6

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