Dlouhoperiodické vláknové mřížkové senzory pro chemické a biomedicínské aplikace

Abstraktní: Biosenzory s optickými vlákny (OFBS) jsou stále častěji navrhovány kvůli jejich vnitřním výhodám oproti konvenčním senzorům, včetně jejich kompaktnosti, potenciálního dálkového ovládání a odolnosti vůči elektromagnetickému rušení. Tento přehled systematicky představuje pokroky OFBS založené na dlouhoperiodických vláknových mřížkách (LPFG) pro chemické a biomedicínské aplikace z hlediska návrhu a funkcionalizace. Citlivost takového senzoru může být zvýšena navržením zařízení tak, aby pracovalo v bodu obratu rozptylu nebo v jeho blízkosti, kolem přechodu režimu nebo jejich kombinací. Kromě toho je podrobně shrnuto několik běžných metod funkcionalizace, jako je kovalentní imobilizace silanizace 3-aminopropyltriethoxysilanu (APTES) a funkcionalizace oxidem grafenu (GO) a nekovalentní imobilizace metodou sestavení vrstvy po vrstvě. Kromě toho byly představeny také reflexní senzory na bázi LPFG s různými konfiguracemi. Tato práce si klade za cíl poskytnout komplexní pochopení biosenzorů na bázi LPFG a navrhnout některé budoucí směry průzkumu.

cistanche tubulosa-zlepšuje imunitní systém

Klíčová slova: biosenzory; optický vláknový senzor; dlouhodobá vláknitá mřížka; zvýšení citlivosti; funkcionalizační metoda

1. Úvod

Biosenzory hrají klíčovou roli v monitorování životního prostředí a lidského zdraví prostřednictvím účinné a přesné detekce chemie a biomasy. Biosenzor normálně obsahuje dvě hlavní složky: bioreceptor a převodník [1]. Při návrhu biosenzoru je klíčovým technologickým krokem výběr citlivého materiálu vhodného pro biologický cíl. Vezmeme-li v úvahu vlastnosti výsledných sloučenin, je dalším důležitým krokem výběr převodníku podle chemických nebo fyzikálních změn způsobených molekulární interakcí mezi biologickým cílem a bioreceptorem. Produkce nebo spotřeba světla, tepla a chemických látek v procesu rozpoznávání se převádí na měřitelné signály [2]. Podle těchto mechanismů lze vybrat vhodný převodník. Informace generované procesy rozpoznávání jsou různorodé; proto byly senzory založené na elektrochemii, termotice a optice rozsáhle studovány. Optické senzory, zejména ty, které jsou založeny na optických vláknech, jsou stále více navrhovány v chemických a biomedicínských aplikacích kvůli jejich vnitřním výhodám oproti konvenčním senzorům. Biosenzory s optickými vlákny (OFBS) jsou obvykle kompaktní a malé velikosti [3], a proto mohou pracovat s minimálními objemy vzorků. OFBS jsou navíc schopné multiplexování, jsou imunní vůči elektromagnetickému rušení [4] a jsou dálkově ovladatelné. Počet publikací o OFBS se také v posledních dvou desetiletích neustále zvyšoval (jak ukazuje obrázek 1). Typický pracovní princip OFBS je založen na sledování změny okolního indexu lomu (SRI), produkovaného vazbou biologického cíle na povrch vlákna, což vede ke změně detekovatelného spektra [5]. Aby se zvýšila jejich citlivost na SRI, jsou OFBS obvykle opracovány do mikrostruktur a geometricky upraveny tak, aby generovaly silné evanescentní pole v oblasti snímání.

Výhody cistanche tubulosa- posílení imunitního systému

Příklady takových zařízení zahrnují optická vlákna ve tvaru U a zúžená optická vlákna [6–10], optická vlákna ve tvaru D [11,12], Braggovy mřížky s leptaným nebo nakloněným vláknem (FBG) [13–15], mřížky z vláken s dlouhou periodou ( LPFG) [16–20], rezonance se ztrátovým režimem (LMR) [21,22], povrchová plazmonová rezonance (SPR) [23,24] Mach–Zehnderovy interferometry (MZI) [25,26], vlákno z fotonických krystalů (PCF ) [27,28] a zařízení Lab-on-Fiber [29–31]. Některá geometricky upravená vlákna musí zcela nebo částečně odstranit plášť, což ovlivňuje robustnost optických vláken, což je vlastnost, která by měla být zvažována v praktických aplikacích. Naštěstí ideální alternativou, jak se vyhnout této škodlivé operaci, je modulace indexu lomu uvnitř optického vlákna; vlákno na bázi mřížky si zachovává robustní strukturu a vysokou citlivost, zejména LPFG, které byly široce používány při snímání indexu lomu, včetně biochemického snímání molekul [32,33], snímání plynů [34–36] a snímání iontů [37,38 ].

Obrázek 1. Růst publikací jako funkce let pro OFBS. Data z Web of Science

V tomto přehledu jsme zaměřili pozornost na senzory na bázi LPFG pro chemické a biomedicínské aplikace z pohledu návrhu a funkcionalizace. Nejprve je systematicky představen princip biosenzorů na bázi LPFG. Následně je shrnuto několik metod pro zlepšení citlivosti takového senzoru a jsou ilustrovány jejich aplikace v oblasti biochemie. Dále kategoricky podrobně popisujeme aplikace biosnímání takového senzoru podle několika typických metod funkcionalizace. Nakonec tuto recenzi shrneme a navrhneme některé budoucí směry průzkumu.

2. Princip biosenzorů na bázi LPFG

LPFG je periodická modulace (obvykle s periodou Λ {{0}}–1000 µm) RI v jádru vlákna, jak je znázorněno na obrázku 2; modulace může propojit světlo z režimu základního jádra (režim LP01) do dopředně se šířících režimů opláštění (režimy LP0m, kde m=2, 3, 4, . . . ), a proto vytváří sadu rezonančních útlumová pásma se středem na diskrétních vlnových délkách v přenosovém spektru LPFG [18]. Kromě toho lze podmínku fázové shody mezi efektivními konstantami šíření režimu LP01 a režimů LP0m vyjádřit pomocí [39]:

kde 01 a (m) cl jsou konstanty šíření pro režimy LP01 a LP0 m. Λ je doba mřížky. Pro efektivní RI (neff) režimů LP01 a LP0 m je lze vyjádřit pomocí ne ff ,co= 2 01 π λ an (m) eff ,plátovaná=(m) cl λ 2π, resp. V tomto případě jsou rezonanční vlnové délky (λres) určeny efektivním RI módů LP01 a LP0 m a můžeme získat následující výraz [40]:

Obrázek 2. Schématické znázornění OFBS založené na LPFG

Pro konkrétní LPFG může být Λ konstanta a ne ff, co je určeno RI jádra a pláště, zatímco n (m) eff, pláště závisí na rozdílu mezi pláštěm RI a SRI pláště. Proto je rezonanční charakteristika ovlivněna efektivní RI oblasti pláště, což je základní princip biologické detekce. Tímto způsobem může být posun v rezonanční vlnové délce reprezentován změnami SRI způsobenými molekulární interakcí vyskytující se na povrchu vlákna. Přirozeně lze biosenzoru na bázi LPFG dosáhnout vybavením senzoru chemicky citlivými povlaky pro selektivní detekci biologických cílů.

3. Zvýšení citlivosti RI biosenzoru na bázi LPFG

Při návrhu biosenzoru na bázi LPFG by se nejdůležitější práce měla zaměřit na to, jak zvýšit citlivost takového senzoru. Detailní průzkum navíc ukazuje, že nejlepšího výkonu senzorů založených na citlivosti RI lze dosáhnout, když je SRI blízko RI pláště (tj. 1,44–1,46 RIU) [41]. Je možné poznamenat, že většina biosenzorů je navržena pro práci ve vodných roztocích (tj. 1,33–1,34 RIU), což je velmi odlišné od RI povlaku vlákna, což má za následek, že zařízení vykazuje nízkou citlivost na vodné vzorky. K řešení tohoto problému bylo v průběhu let navrženo několik přístupů. Výkon těchto metod pro biosenzory na bázi LPFG je shrnut v tabulce 1.

Tabulka 1. Porovnání různých metod pro vylepšení biosenzorů na bázi LPFG.

Tabulka 1. Pokr.

3.1. Bod obratu disperze

Nejoblíbenější metodologií je navrhnout periodu a mód opláštění v bodu obratu disperze (DTP) nebo v jeho blízkosti podle jeho křivky fázového přizpůsobení (PMC), čímž se spojí dopředně se šířící jádrový mód s módem opláštění vysokého řádu [62 ]. Jak je znázorněno na obrázku 3, vztah mezi periodou mřížky a rezonanční vlnovou délkou je demonstrován pomocí PMC a DTP lze pozorovat v PMC pro každý režim pláště, kde se sklon pro režim vyššího řádu mění z pozitivní na negativní. vlnová délka se zvyšuje. Pro danou periodu mřížky jsou tedy dvě rezonanční vlnové délky na každé straně DTP spojeny s jedním módem opláštění, čímž se vytvářejí rezonance se dvěma vrcholy. Měřícím parametrem může být spektrální rozdíl mezi duálními píky, protože jeho vlnová délka se mění s odezvou LPFG na změnu SRI. V naší předchozí práci [18] jsme teoreticky ověřili, že maximální citlivost LPFG na SRI lze získat na DTP nebo v jeho blízkosti. Senzory na bázi LPFG navržené v blízkosti jejich DTP byly v průběhu let široce používány v oblasti biochemického snímání díky své vysoké citlivosti na vodné vzorky. Je však možné poznamenat, že LPFG založený na DTP senzoru se širokopásmovým připojením se rozdělí na dvoušpičkové rezonance, když je zařízení ponořeno do okolního prostředí s RI vyšším než vzduch (tj. voda). V tomto případě může mít zařízení nízký faktor citlivosti z toho důvodu, že rezonanční vlnová délka je daleko od DTP. Pro zmírnění tohoto problému skupina P. Biswase teoreticky a experimentálně prokázala, že citlivost lze zvýšit přizpůsobením počáteční vazebné síly režimu plátování na konkrétní režim plátování vyššího řádu na DTP [63]. F. Chiavaioli a kol. popsali biosenzor na bázi LPFG v blízkosti svého DTP s periodou mřížky 165 µm pro detekci anti-IgG [42]. Obrázek 4a ukazuje výsledek simulace závislosti mezi PMC pro režim opláštění LP0,12 a průměrem opláštění vláken. Plná černá čára odpovídá neleptanému vláknu; průměr povlaku byl vyleptán 1% roztokem kyseliny fluorovodíkové. Obrázek 4b ukazuje spektrální vývoj LPFG se dvěma rezonančními pásy během procesu leptání. Transmisní spektra LPFG se dvěma rezonančními pásy bylo možné získat před procesem leptání (dclad=125 µm) a během leptání s užšími pásy (dclad=124,6 µm a 124,2 µm). Dalším snížením průměru pláště na 123,8 um byla duální rezonanční pásma převedena na jediné, širší rezonanční pásmo (tj. až na DTP). Poté zmizel, pokud se průměr pláště neustále zmenšoval. Při hodnocení výkonu biosenzoru byl kopolymer Eudragit L100 přijat jako chemicky modifikovaná vrstva pro poskytnutí volných karboxylových funkčních skupin pro imobilizaci IgG. Získaný senzor na bázi LPFG byl proveden v lidském séru, kde byla naměřena detekce koncentrací anti-IgG až 70 µg/l (460 pM).

Obrázek 3. Vypočítaná změna vlnové délky vidové rezonance s periodou LPFG. (a) Režimy m=1 až m=10. (b) Režimy m=11 až m=20. (c) Režimy m=21 až m=30. Malé kruhy lokalizují body obratu sklonů křivek a LPFG vykazuje největší citlivost v oblasti mezi dvěma tečkovanými čarami. Převzato s od [18]. Pod licencí Creative Commons.

Kromě vyladění LPFG na specifický režim opláštění vyššího řádu na DTP snížením průměru opláštění byla také přijata modulace tloušťky funkční vrstvy. Skupina Korposh [43] navrhla biosenzor na bázi LPFG využívající biotin jako bioreceptor pro detekci streptavidinu (SV). Jak je znázorněno na obrázku 5, nanočástice křemičitého jádra a zlatého obalu (SiO2:Au NP) byly naneseny na vlákna metodou vrstva po vrstvě pomocí polykationtové vrstvy poly(allylamin hydrochlorid) (PAH). Bylo vhodné vyladit biosenzor na bázi LPFG pracující na DTP pomocí metody depozice vrstvy po vrstvě. Průměr SiO2 NPs byl také kontrolován pro studium vlivu na citlivost a výsledek ukazuje, že větší SiO2 NP (tj. 300 nm) vykazovaly vyšší citlivost. Mohlo by to přispět k účinnější evanescentní vlně v SiO2 NP o průměru 300 nm. Kromě toho větší SiO2 NP více napomáhaly ukládání biotinu, čímž se zvýšila schopnost adsorpce SV. Nakonec dosáhli detekce SV s nejnižší naměřenou koncentrací 2,5 nM a tento navrhovaný senzor by mohl být použit k zacílení klinicky relevantních proteinových sloučenin, které potřebují pouze nahradit ligand.

Obrázek 5. Schématické znázornění ukládání vrstvy po vrstvě filmu (PAH/SiO2:Au)2 na LPFG. Převzato z [43]. Pod licencí Creative Commons.

Na druhou stranu bylo prokázáno, že v blízkosti DTP může dojít k nižšímu řádu plátování zmenšením průměru plátování, a pak se získá citlivější schopnost díky zesílení evanescentního pole [44]. Díky tomu se nedávno objevil zajímavý návrh navrhnout režim plátování nejnižšího řádu (režim plátování LP0,2) LPFG v blízkosti DTP, aby se získalo zařízení s vysokou citlivostí [47]. Byl vyroben LPFG v blízkosti DTP, následovalo leptání průměru pláště až do 20 µm, dokud se v blízkosti DTP neobjevil režim LP0,2. Navrhované zařízení bylo pro testování integrováno do uzavřené průtokové cely v rozsahu SRI 1,333 až 1,3335 RIU, což vedlo k citlivosti 8751 nm/SRIU. Ačkoli vykazoval vynikající výkon jako refraktometr, při skutečném biosnímání je třeba vzít v úvahu mnoho relevantních faktorů. Na základě výše uvedeného vyvinula stejná skupina výše uvedené zařízení s použitím IgG/antiIgG jako biokonjugátového páru pro biosnímací aplikaci, přičemž bylo dosaženo limitu detekce (LOD) 0,16 ng/ml (1,06 pM) [48]. Jedním slovem, senzory založené na LPFG navržené na nebo blízko jejich DTP byly široce používány při detekci imunoglobulinu [42,46,64], bakterií [16,45,65,66], DNA [67–69] a dalších. cíle [70–74].

cistanche doplněk výhody-zvyšuje imunitu

3.2. Efekt přechodu režimu

Jak bylo zmíněno v úvodu, biochemické snímání je realizováno snímáním změn SRI, když vrstvy bioreceptorů uložené na oblasti mřížky interagují s cílem. Tento princip je v podstatě způsoben tím, že malá část pole módu opláštění, evanescentního pole, se šíří ven z vlákna a interaguje s vnějším prostředím, což má za následek n (m) eff, změny plátování, které závisí na tloušťka oblasti interakce a hloubka průniku evanescentního pole [75]. Efekt přechodu mezi režimy (MT) byl navržen pro optimalizaci citlivosti senzorů na bázi LPFG na změny SRI. Může k němu dojít potažením povrchu vlákenného pláště vhodnou tloušťkou materiálů s vysokým RI (HRI). Del Villar a kol. ve své literatuře vytvořili komplexní teorii a numerickou metodu [76]. Ukázalo se, že povlaky HRI mohou modifikovat jeden z režimů povlaku, což vede k přechodu mezi režimy řízenými povlakem nižšího řádu (tj. s vyšším efektivním indexem lomu) k režimům řízeným povlakem, a od nynějška mění hodnoty n (m) eff, plátovaný, který by mohl být využit ke zvýšení citlivosti senzorů. Téhož roku Andrea Cusano a spol. experimentálně potvrdili redistribuci módů plátování rovnoměrným ukládáním nanoměřítek HRI povlaků podél LPFG a jejich vliv na citlivost RI [77]. Osvícení tímto, Yang a spol. [49] vyrobili metanový senzor na bázi LPFG, pracující v MT s překryvnou depozicí HRI polykarbonátu (PC)/kryptofanu A. Použili techniku ​​automatického povlékání ponorem k vyladění pracovního bodu senzoru v oblasti MT (bulk RI citlivost byla 3,56 × 103 nm/RIU). Detekce metanu byla provedena s vysokou citlivostí 2,5 nm/% a LOD 0,2 % (v/v). Skupina Esposito uvedla jednokoncový senzor na bázi LPFG pro detekci plynného butanu, modifikovaný překryvnou vrstvou HRI z ataktického polystyrenu s nanorozměry [50]. Pomocí optimalizace rozsahu tloušťky vrstvy mohl být pracovní bod zařízení vyladěn v oblasti MT. Detekce par butanu byla prováděna s koncentracemi do 1,0 obj. %, což vedlo k citlivosti 2,2 nm/obj. % a mělo schopnost detekovat koncentrace až o jednu desetinu butanu nižší, než je mez výbušnosti. Stejná výzkumná skupina také vyrobila senzor na bázi LPFG s vícevrstvou strukturou; schéma struktury je na obrázku 6a [51]. Vrstva se skládá z PC filmu a mnohem tenčí vrstvy oxidu grafenu (GO), kde byla nanorozměrová tloušťka PC filmu flexibilně řízena pomocí techniky dip-coating, ve prospěch vyladění zařízení pro práci v oblasti MT. Obrázek 6b ukazuje posun vlnové délky útlumového pásma jako funkci tloušťky PC, provozního vzduchu a roztoku PBS jako okolí. Druhá vrstva GO byla využita díky svým vlastnostem biokompatibility a velkému množství funkčních skupin, které daly zařízení schopnost vázat biometrické molekuly; poté byl zvolen systém streptavidin-biotin s vysokou afinitou k vyhodnocení výkonu zařízení prostřednictvím detekce biotinylovaného BSA, přičemž bylo dosaženo LOD 0,2 aM.

Obrázek 6. (a) Struktura vícevrstvých vláken. (b) Numerický posun vlnové délky pásma útlumu oproti tloušťce překryvné vrstvy PC. Přetištěno se svolením [51]. Copyright © 2018 Elsevier BV

Kromě použití organických materiálů HRI jako povlaků bylo pro vyladění pracovního bodu v oblasti MT vybráno také mnoho anorganických materiálů. Hlavní výhody anorganických povlakových materiálů spočívají v tom, že existuje větší dostupný rozsah hodnot RI a více technik růstu a že je snazší získat rovnoměrnou tloušťku ve srovnání s organickými materiály. Piestrzy´nska et al. uvedli biosenzor bez označení na bázi LPFG, nanesený s tenkým překryvným povlakem oxidu tantalu (TaOx) pro citlivost RI. Vzhledem k tomu, že RI TaOx bylo až 2 v IR spektrálním rozsahu, tloušťka překrytí byla přesně řízena na subnanometru pomocí techniky depozice atomové vrstvy. Citlivost RI získaných senzorů na bázi LPFG byla 11,500 nm/RIU v rozsahu RI 1,335 až 1,345 RIU [52]. Skupina Saha průběžně teoreticky studovala fenomén plátování MT potahováním HRI vrstvou Si3N4; výsledek ukázal, že citlivost RI byla více než 100 µm/RIU pro vodný roztok (tj. RI= 1.33) [53]. Dalším nedávným příspěvkem od skupiny Li., která pro snímání RI použila senzor na bázi LPFG potažený tenkými vrstvami Au-Si, bylo dosažení ultra vysoké citlivosti 7267,7 nm/RIU (tj. kolem RI= 1). 315); tento vynikající výkon připisovali MT módů obložení EH a silnému evanescentnímu poli pronikajícímu do okolí [54]. Přestože byly využívány různé typy potahových materiálů, od organických po anorganické, stále mají negativní vliv na získané zařízení, včetně jeho opakovatelnosti, dlouhodobé stability a ztráty absorpcí [55]. Proto byla použita nová strategie s použitím vlákna s dvojitým pláštěm (DCF) s profilem RI ve tvaru W. Skupina Esposito si uvědomila efekt MT pro citlivost RI tím, že poprvé napsala LPFG vyrobené v DCF ve tvaru W. Vnější plášť RI DCF byl vyšší než vnitřní plášť; proto vnější plášť DCF působil podobně jako překrytí HRI. Aby se vyladil pracovní bod na oblast MT této rady, byl vnější plášť vyleptán chemickým činidlem. Nakonec byla pozornost zaměřena na citlivost SRI, dosahující citlivosti 420 nm/RIU v prostředí podobném vodě, což potvrdilo, že toto zařízení lze použít pro biochemické snímání bez povlaku HRI [55]. Následně vyvinuli a otestovali toto speciální strukturní zařízení prostřednictvím potažení nanoměřítkovou GO vrstvou, aby nabídli funkční skupiny pro kovalentní vazbu protilátky. Pro detekci C-reaktivního proteinu v séru bylo dosaženo pracovního rozsahu od 1 ng/ml do 100 µg/ml a LOD 0,15 ng/ml [56]. Nedávno stejná skupina oznámila podobný biosenzor DCF pro detekci vitaminu D. Jak je znázorněno na obrázku 7, nanometrický GO byl také vybrán, aby poskytl karboxylové funkční skupiny pro kovalentní imobilizaci Anti-VitD3. Byla získána selektivní detekce s rozsahem 1–1000 ng/ml v roztoku pufru a tato zařízení fungovala dobře i v komplexním médiu s interferujícími proteiny [57].

Obrázek 7. Schematický obrázek pro detekci vitaminu D na základě LPFG v DCF s GO vrstvou

3.3. Kombinace těchto přístupů

Když jsou zařízení LPFG aplikována na biochemické snímání, čelí různému rozsahu RI. Například pro konvenční bioreceptor (např. protein, DNA, protilátka) k detekci biocíle (např. proteinu, antigenu) se SRI pohybuje od 1,333 do 1,353 RIU [12,45]. U LPFG modifikovaného želatinou jako senzorem vlhkosti se však SRI pohybuje od 1,3408 RIU do RI pláště [78].

Podobně může MT efekt vést jeden z režimů plátování do režimů řízených povlakem a přesným nastavením tloušťky a zmenšením průměru plátování lze vyladit specifikovaný rozsah citlivosti [59,61]. Znamená to, že kombinace efektu DTP a MT může zlepšit snímací vlastnosti LPFG, včetně vysoké citlivosti a specifikovaného pracovního rozsahu SRI. Například skupina Mateusze realizovala RI citlivost 2000 nm/RIU v širším rozsahu RI (1,34–1,356 RIU) [59]. V této práci byly průměr plátování a tloušťka povlaku řízeny v rozsahu nanometrů, aby se dosáhlo jak DTP, tak MT efektu, pomocí metody reaktivního iontového leptání (RIE) a radiofrekvenční plazmou zesílené chemické depozice z plynné fáze. Kromě toho mnoho publikovaných prací prokázalo, že citlivost lze také zlepšit zmenšením průměru senzoru na bázi LPFG [42,79]. Díky tomu byl průměr pláště kombinován s DTP a MT efektem pro optimalizaci citlivosti na SRI od Del Villara [60]. K analýze optimalizace LPFG na základě výše uvedených tří faktorů byla použita numerická metoda založená na přesném výpočtu režimu jádra a pláště a teorie spřaženého režimu. Nakonec byla získána značná citlivost 143 × 103 nm/RIU, od které se očekávalo zlepšení rozlišení chemických a biologických senzorů na bázi LPFG. Nedávno Fang a kol. také adekvátně kombinoval efekty DTP a MT pomocí TiO2 jako nanofilmu s vysokým RI naneseným technologií depozice atomové vrstvy [61]. Pro udržení konstantního spektrálního rozdílu duálních píku byla vybrána vhodná perioda mřížky v různých LPFG a byly zkoumány různé tloušťky Ti02, aby se optimalizovala citlivost ve specifickém rozsahu SRI. Jak je znázorněno na obrázku 8, vykazoval SRI citlivost 10,000 nm/RIU v rozsahu 1,336–1,3397 RIU, 42,000 nm/RIU v rozsahu 1,4526–1,4561 RIU, 15 ,000 nm/RIU v rozsahu 1,392–1,3971 RIU a 23 000 nm/RIU v rozsahu 1,44–1,4436 RIU. Z obrázku 8c,d, vyplývá, že ve stejném zařízení LPFG by mohly být realizovány dva rozsahy vysoké citlivosti.

Obrázek 8. Transmisní spektra a posun rezonanční vlnové délky v různých rozsazích SRI. (a) 65 nm Ti02 nanofilm, Λ=230,5 um. (b) 15 nm Ti02 nanofilm, Λ=237 um. (c,d) 50 nm Ti02 nanofilm, Λ=230 um. Převzato z [61]. Pod licencí Creative Commons.

4. Funkcionalizace biosenzorů na bázi LPFG

Je důležité poznamenat, že biosenzor na bázi LPFG se používá k měření posunu vlnové délky způsobeného změnou RI povrchu zařízení v důsledku selektivní adsorpce pro cílové molekuly na povrchu, spíše než k měření posunu vlnové délky způsobené změnou. RI velkého okolního média. Proto je funkcionalizace biosenzoru na bázi LPFG základním krokem při realizaci biochemických aplikací. Obecně se na povrch biosenzoru na bázi LPFG ukládají dvoudílné funkční vrstvy: jedna část je nosná vrstva používaná jako imobilizace bioreceptoru a druhá je vrstva bioreceptoru používaná jako rozpoznávací prvek (enzymy, proteiny, protilátky a tak dále) k selektivnímu zachycení cíle. Proto byly pro imobilizaci bioreceptorové vrstvy na optické vlákno použity různé způsoby. Srovnání mezi bioreceptorem, cílem a výkonem různých metod funkcionalizace biosenzorů na bázi LPFG lze vidět v tabulce 2.

Tabulka 2. Porovnání různých zpráv o funkcionalizaci biosenzorů na bázi LPFG

4.1. APTES Silanizati

Nejúčinnější metoda pro funkcionalizaci biosenzoru na bázi LPFG je založena na kovalentní imobilizaci, díky jejímu trvalému připojení k bioreceptoru. 3- 3-aminopropyltriethoxysilanová (APTES) silanizace je běžná a ideální metoda používaná ve většině chemických modifikací křemičitých substrátů. Tato metoda byla úspěšně realizována pro kovalentní imobilizaci proteinu [101,102], DNA [67,68], protilátek [17,82,103] a tak dále. V tomto případě optické vlákno vyžaduje předúpravu pro vytvoření silanolových skupin (Si-OH) ponořením do KOH/NaOH, kyseliny nebo roztoku piraně. Podobně ethoxy (–OCH2CH3) skupiny existující v molekule APTES mohou také tvořit Si-OH prostřednictvím hydrolytické reakce ve vodném prostředí [104]. Potom kondenzace mezi Si-OH vede k vytvoření siloxanové (Si-O-Si) vazby, která umožňuje molekulám APTES imobilizovat se na povrchu vlákna. Kromě toho mohou sousední molekuly APTES tvořit polymerní matrici prostřednictvím kondenzace, což vede k tvorbě volných aminofunkčních (–NH2) povrchů křemičitých substrátů [105]. Po dokončení silanizace následuje krok aktivace karboxylových skupin na protilátkách nebo enzymech pomocí 1-ethyl-3- (3- dimethylaminopropyl) karbodiimid hydrochloridu (EDC) a N-hydroxysukcinimid (NHS). Poté mohou být protilátky nebo enzymy navázány na –NH2 skupiny prostřednictvím tvorby amidových vazeb, vodíkových vazeb nebo elektrostatické interakce [106]. Skupina Anjli navrhla enzymatický biosenzor založený na LPFG prostřednictvím stabilní kovalentní vazby enzymu lipázy pro detekci triacylglyceridů [80]. Obrázek 9 ukazuje krok imobilizace enzymu lipázy; enzym lipáza byl navázán na povrch vlákna vytvořením amidových vazeb mezi skupinami –NH2 na vláknu a skupinami –COOH enzymu. Posun vlnové délky byl měřen ve spojení s enzymem interagujícím s cílem. Byla naměřena detekce koncentrací triacylglyceridů až 17,71 mg/dl; specifický test byl také proveden v lidské krvi a celý experiment probíhal při konstantní teplotě 37 ◦C. APTES silanizaci k imobilizaci glukózooxidázy provedl také Wu [81]. V této práci byla glukózooxidáza imobilizována na LPFG ve tvaru písmene S technologií silanizace APTES a použita jako bioreceptor pro detekci glukózy. Variace ztráty přenosu byla použita jako měření spojené s glukózooxidázou a specifickou vazbou na glukózu. Experimentální výsledky ukazují, že navrhovaný senzor dosahoval citlivosti 6,229 dB/hmot. % v rozsahu od 0~ do 1 hm. Nedávno Gan a kol. [39] vyvinuli senzor na bázi LPFG založený na protilátce z vaječného žloutku (IgY) kovalentně imobilizované silanizací APTES pro detekci Staphylococcus aureus. Detekční test mohl být dokončen asi za 20 minut a detekce Staphylococcus aureus byla provedena až na 33 CFU/ml. Proto se od vyvinutého zařízení pro detekci zlatého stafylokoka očekávalo uplatnění v oblasti lékařské a potravinářské detekce.

Obrázek 9. Imobilizace enzymů k vytvoření biorozpoznávací vrstvy na sondě z optického vlákna. Přetištěno se svolením [80]. Copyright © 2015 Elsevier BV

4.2. Funkce GO

Ačkoli je aminofunkcionalizované vlákno široce navrhováno, jediná funkční skupina ho znemožňuje vázat na jiné druhy biologických receptorů, což omezuje jeho použití. Různé výzkumné skupiny zaměřily svou pozornost na GO; povrch vlákna je po silanizaci chemicky nebo fyzikálně nanesen nanovrstvami GO. GO je bohatý na funkční skupiny obsahující kyslík, jako je epoxy, hydroxyl a karboxyl, které poskytují GO schopnost kovalentně vázat různé biomolekuly [10}7]. Kromě toho je GO také vybaven schopností adsorbovat biomolekuly nekovalentní imobilizací, jako je elektrostatická, interakční vodíková vazba a π–π stohování [108,109]. Chen a kol. [46] popsali LPFG s dvojitým vrcholem uložený s nanovrstvami GO k imobilizaci IgG a IgG/anti-IgG jako biokonjugátového páru pro imunosenzitivní snímání. Přijali novou strategii ukládání GO, která se spoléhala na chemickou vazbu následovanou fyzickou adsorpcí. Mezi APTES-silanizovaným vláknem a GO došlo k chemické vazbě. Mezitím byly GO nanovrstvy fyzicky adsorbovány na povrchu vlákna spolu s odpařováním vody. Nakonec byl senzor na bázi LPFG nanesený na GO ponořen do roztoku IgG a kovalentně spojen pomocí EDC/NHS síťovací chemie. Detekce anti-IgG byla dosažena až do koncentrace 7 ng/ml v PBS pufru. Opětovná použitelnost senzoru byla také provedena odstraněním navázaného anti-IgG. Stejná skupina postupně vyvinula detekci hemoglobinu na základě GO nanovrstvě funkcionalizovaného senzoru na bázi LPFG [85]. Jak je znázorněno na obrázku 10, pro ukládání GO byla také přijata chemická vazba následovaná strategií fyzikální adsorpce a princip snímání byl založen na měření změn v intenzitě rezonance, způsobené nekovalentní interakcí mezi molekulami hemoglobinu a GO. Požadovaná tloušťka GO byla kontrolována na 501,8 nm, což poskytlo významnou interakci světlo-hmota mezi evanescentním polem a cílovými molekulami. Vyvinutý senzor byl proveden s citlivostí −77 dB/RIU a LOD 0,05 mg/ml pro detekci hemoglobinu.

Obrázek 10. Schéma depozice GO na zařízení na bázi LPFG. (a) Proces alkalického ošetření, (b) silanizace APTES, (c) epoxidová skupina GO reagovala s aminoskupinou povrchu vlákna silanizovaného APTES a (d) nanovrstvy GO byly naneseny na povrch vlákna. Přetištěno se svolením [85]. Copyright © 2018 Elsevier BV

V poslední době byly detekční limity a depoziční metoda dále vylepšeny Wangem et al. [{{0}}]. V této práci byl mikro-taperovaný LPFG uložen s GO nanovrstvami pro detekci hemoglobinu. Po dokončení chemické vazby následované fyzikální adsorpcí využili efektu optické pinzety k dalšímu posílení interakce mezi nanovrstvami GO a vláknem. GO tloušťky 20}3,6 nm byla imobilizována na mikrokuželovém LPFG. Byla získána LOD {{10}}.02 mg/ml v různých interferujících sloučeninách. Nedávno stejná skupina vyvinula biosenzor se stejnou strukturou pro detekci bovinního sérového albuminu (BSA) [87]. Mechanismus snímání spoléhá na měření posunu vlnové délky způsobeného kovalentní vazbou mezi GO a BSA. LOD 0,043 mg/ml, 0,029 mg/ml a 0,032 mg/ml bylo dosaženo v DI vodě, močovině a glukóze, v daném pořadí. Podobně také navrhli mikrotaperovaný LPFG funkcionalizovaný nanokompozity GO/polydopamin pro snímání kobaltových iontů [88]; nanokompozity byly naneseny na mikrozužující se povrch LPFG v důsledku silanizace APTES s následným efektem optické pinzety. Navržený senzor vykazoval citlivost 2,4 × 10−3 dB/ppb v rozsahu koncentrací kobaltových iontů od 1 ppb do 107 ppb a bylo dosaženo detekčního limitu koncentrací již 0,17 ppb. Micro-tapered senzory na bázi LPFG funkcionalizované GO byly také implementovány pro detekci Na+ a Mn2+ iontů v [110] a detekci Ni2+ iontů v [89].

cistanche tubulosa-zlepšuje imunitní systém

Kliknutím sem zobrazíte produkty Cistanche Enhance Immunity

【Požádejte o více】 E-mail:cindy.xue@wecistanche.com / Whats App: 0086 18599088692 / Wechat: 18599088692

4.3. Metoda sestavení vrstvy po vrstvě

Výše uvedený způsob kovalentní modifikace vláken má dobrou stabilitu; je však složitější řídit tloušťku, jako je řízení reakční koncentrace a času. Realizace funkčního povlaku s regulovatelnou tloušťkou je také faktorem, který je třeba vzít v úvahu při optimalizaci citlivosti snímání zařízení na bázi LPFG. Sestava vrstvy po vrstvě (LbL) poskytuje slibný způsob, jak přesně nanést funkční povlak s tloušťkou v nanometrovém měřítku [70,111], poháněný elektrostatickými interakcemi mezi opačně nabitými polyelektrolyty [112,113]. Skupina Tian [90] vyvinula senzor slanosti založený na LPFG potaženém iontovou silou vícevrstvých polyelektrolytů chitosan (CHI)/poly (kyselina akrylová) (PAA) montážní metodou LbL. Celý proces depozice byl opakován 20krát ponořením zařízení do polykationtového CHI, respektive polyaniontového PAA. Je zajímavé, že posun vlnové délky LPFG rezonance se měnil z červené na modrou se zvyšující se koncentrací soli. Dalo by se to vysvětlit odbobtnáním nebo bobtnáním povlaku v reakci na jiný rozsah koncentrace NaCl. Citlivost 36 nm/M byla získána v rozmezí 0,5–0,8 M. Tento výzkum se měl také aplikovat na biomedicínu a podávání léků. Podobně stejná skupina také navrhla senzor slanosti potažený hydrogelem reagujícím na iontovou sílu na LPFG [91]. Dvousložkové polyelektrolyty nanesené sestavou LbL mohou způsobit určité problémy, tj. křížovou citlivost na pH a nelineární vztahy mezi posunem rezonanční vlnové délky a koncentrací salinity. Jak je znázorněno na obrázku 11, tato práce vyrobila nový senzor potažený kvarternizovaným poly (4-vinylpyridin) (qP4VP) hydrogelem prostřednictvím sestavy LbL, po které následovalo chemické zesítění. Stojí za zmínku, že polyaniont PAA byl selektivně uvolněn z povlaku po chemickém zesítění, aby se získal jednosložkový hydrogel. Vyvinutý senzor vykazoval citlivost 7 nm/M a mezi posunem vlnové délky rezonance a koncentrací salinity v rozmezí 0,4–0,8 M byl dobrý lineární vztah.

Obrázek 11. Výroba hydrogelového povlaku q37P4VP. Převzato z [91]. Pod licencí Creative Commons

Další polyelektrolytové funkční povlaky byly také naneseny na biosenzor na bázi LPFG metodou montáže LbL. Lee et al. [92]. Skupina Abd-Rahmana vyrobila nanočásticovou potahovou vrstvu PDDA/poly (p-styrensulfonát sodný) (PSS)-Au na povrch LPFG pomocí techniky LbL pro snímání rtuťových (II) iontů [93]. Navržený senzor měl vynikající výkon v rozsahu koncentrace rtuťových (II) iontů 0,5 ppm až 10 ppm. Liu a kol. [64] vyvinuli biosenzor na bázi LPFG potažený poly(allylamin hydrochloridem) (PAH)/zlatými nanočásticemi oxidu křemičitého pomocí metody LbL pro detekci streptavidinu a imunoglobulinu M (IgM). Ni a kol. [94] zkoumali senzor na bázi LPFG s povlakem z poly (ethyleniminu) (PEI) a poly (kyseliny akrylové) (PAA) pro snímání pH; povlaková vrstva zlepšila disperzi a adhezní schopnost vícestěnných uhlíkových nanotrubic. Skupina Tian [95] považovala PAH/PAA za polyelektrolytový funkční povlak nanesený sestavou LbL k navázání specifických protilátek pro detekci Staphylococcus aureus. Polyelektrolytový funkční povlak by mohl usnadnit adhezi bakterií a detekce s LOD 224 CFU/ml byla prokázána v PBS.

4.4. Jiné metody

Způsob funkcionalizace optického vlákna do určité míry závisí na aplikačním prostředí. Metoda funkcionalizace optických vláken aplikovaná na vzduchu je stručnější a jednodušší než metody aplikované ve vodných roztocích. Například technika povlékání ponorem, která se snadno ovládá a usnadňuje kontrolu tloušťky citlivého filmu, je široce používána při snímání plynu. Skupina Feng [96] popsala kompozitní filmy sirníku molybdenu/kyseliny citronové, které byly naneseny pomocí technik sol–gel a ponořování na LPFG pro měření stopových množství plynného sirovodíku. Obrázek 12 ukazuje SEM snímky povrchu a průřezu LPFG potaženého kompozitními filmy sulfidu molybdenu a kyseliny citrónové. Z obrázku 12b lze pozorovat, že tloušťka filmu byla rovnoměrně řízena při 590 nm. Navrhovaný senzor vykazoval vysokou citlivost 10,52 pm/ppm v rozsahu koncentrace sirovodíku od 0 do 70 ppm a plynný sirovodík byl detekován až do koncentrace 0,5 ppm . Stejná skupina také studovala zúžený senzor na bázi LPFG funkcionalizovaný kompozitními filmy sulfidu molybdenu a kyseliny citrónové pro snímání plynů sirovodíku [114]. Bylo dosaženo citlivosti 16,65 pm/ppm. Kromě toho byl vyvinut senzor na bázi LPFG potažený GO pro detekci plynu oxidu dusnatého (NO) skupinou Ding [97]. Povlaky byly připraveny za použití techniky potahování máčením po ošetření 5% roztokem HNO3. Senzor NO vykazoval vynikající snímací vlastnosti v rozsahu koncentrací NO od 0 do 400 ppm. Xu a kol. navrhl senzor na bázi LPFG nanesený na kompozity GO/acetát celulózy pro snímání amoniaku [115]. K nanášení těchto kompozitů byla použita metoda chemického zesítění a technika ponořování. Navržený senzor amoniaku vykazoval vynikající citlivost (98,32 pm/ppm).

Obrázek 12. SEM snímky (a) bočního povrchu LPFG a (b) průřezu LPFG potaženého kompozitní membránou. Přetištěno se svolením [96].

Kromě toho, kovové-organické rámce (MOF), díky svým vynikajícím vlastnostem laditelné pórovitosti, velké vnitřní povrchové ploše a organické funkčnosti, byly široce používány pro funkcionalizaci senzorů na bázi LPFG pro snímání plynů a další snímání. MOF jsou hybridní krystalické nanomateriály složené z kovových kationtů a organických ligandů [116–118]. Metody funkcionalizace optických vláken pomocí MOF se zaměřují především na krystalizaci in situ [119,120]. Skupina Korposh vyvinula senzor organických par na bázi LPFG funkcionalizovaný filmy zeolitického imidazolového rámce-8 (ZIF-8) ​​[121]. Jak je znázorněno na obrázku 13a, filmy ZIF{11}} byly naneseny na povrch LPFG pomocí techniky krystalizace in situ. Transmisní spektrum LPFG bylo sledováno během každého modifikačního kroku. Stejnou tloušťku ZIF-8 ukazují snímky SEM na obrázku 13b. Nakonec byl tento navrhovaný senzor proveden s citlivostí 0.{18}}15 ± {{20}},001 a 0,018 ± 0,0015 nm/ppm a LOD 6,67 a 5,56 ppm pro aceton a ethanol v [98]. Stejná skupina vyrobila senzor oxidu uhličitého (CO2) na bázi LPFG modifikovaný tenkým filmem HKUST-1 pomocí krystalizace in situ a techniky LbL [99]. Detekce CO2 byla provedena s LOD 401 ppm. Kromě toho mohou být MOF také použity jako potenciální matrice pro integraci enzymů [122]. Zhu a kol. uvedli, že ZIF-8 zapouzdřený glukózooxidázou (GOx) byl potažen na LPFG prostřednictvím krystalizace in situ [100]. Byla získána citlivost 0,5 nm/mm v rozsahu 1–8 mM pro detekci glukózy.

5. Reflexní senzory na bázi LPFG

Protože senzor na bázi LPFG může spojovat světlo ze základního režimu jádra s dopředně se šířícími režimy opláštění, vytváří proto sadu rezonančních útlumových pásem se středem na diskrétních vlnových délkách v přenosovém spektru. Jednou ze zvláštností senzorů na bázi LPFG je jejich provoz v transmisním režimu, který je pro některé biologické aplikace nepohodlný, když je třeba je zavádět do lahvičky/zkumavek. Z hlediska realizace miniaturizace musí být port pro emisi světla a port pro sběr signálu nasazeny na stejném aspektu. Navíc citlivost na ohyb může rušit přenášený optický signál [123]. Proto existují některá díla, kde je provoz přenosového režimu LPFG transformován na provoz v odrazovém režimu. Swart, PL navrhl Michelsonův interferometr s jednou sondou založený na LPFG, kde fázový posun interferometru závisí na RI okolí [124]. Kim DW také vyvinul jednovláknovou sondu založenou na dvou interferometrech, reflexním LPFG pro RI snímání a vlastním Fabry-Perotově interferometru pro měření teploty [125]. Ačkoli senzor interferometru na bázi LPFG pracoval v reflexním režimu, celková délka senzoru mohla být alespoň 4~5 cm kvůli povaze interferometru [124,126], což bylo pro detekci in vivo nepohodlné. Jiang a kol. vyvinuli kompaktní reflexní snímač LPFG potažením pouze čelní plochy pláště hliníkovou fólií a poté odrazem pouze režimů pláště [127]. Délka navrhovaného zařízení byla normálně 0,5~3 cm dlouhá, což bylo stejné jako u konvenčního senzoru na bázi LPFG. Byl však použit složitý proces potahování. Rana S. a kol. použil nákladově efektivní metodu nanášení štětcem s použitím dostupné stříbrné pasty k realizaci reflexního senzoru LPFG. Vyvinuté zařízení bylo provedeno s koeficientem teplotní citlivosti 0,046 nm/◦C v rozsahu mezi 23 ◦C a 200 ◦C [128]. V [129] byl vyroben reflexní senzor na bázi LPFG se zrcadlem vláknové smyčky Sagnac (SFLM) pro měření RI a teploty. Současné měření RI a teploty lze tímto zařízením dosáhnout díky rozdílné citlivosti na RI a teplotu LPFG a SFLM. Dalším nevyhnutelným problémem reflexních senzorů na bázi LPFG je generování nežádoucích interferometrických pásem, která překrývají útlumová pásma LPFG [130,131]. Některé účinné přístupy se zaměřují na přesné štěpení na konci LPFG [123] nebo leštění po štěpení [132], aby se získal jedinečný útlumový pás. V [123], jak je znázorněno na obrázku 14, byl konec mřížky přesně odříznut a potažen reflexní vrstvou. Za účelem zvýšení citlivosti tohoto zařízení na SRI byla na povrchu vlákna upravena vrstva HRI z ataktického polystyrenu. Poté byla na vlákno nanesena poly(methylmethakrylát)-ko-methakrylová kyselina jako biofunkční vrstva pro kovalentní imobilizaci bioreceptoru. Detekce třídy C-laktamáz byla získána až do koncentrace řádově několika desítek nM v PBS pufru.

Obrázek 14. (a) Schematický pohled na konečný reflexní LPFG převodník; b) experimentální a numerickou citlivost SRI; (c) fotografie zobrazující reflexní LPFG biosenzorovou sondu vyvinutou v této práci. Přetištěno se svolením [123]. Copyright © 2016 Elsevier BV

Villar ID a kol. [133] navrhli jednodušší způsob, jak získat jediné útlumové pásmo; konec vlákna byl potažen stříbrným zrcadlem, které mohlo absorbovat energii přenášenou přes režimy opláštění. Zajímavější je, že Dey TK a kol. [101] odstranili část LPFG na libovolném místě bez požadavku na přesné štípání nebo leštění. Nežádoucí rezonanční pásy by mohly být odstraněny přizpůsobením PMC režimu obložení; Prospělo také zvýšení citlivosti RI tohoto zařízení. Nakonec byla získána RI citlivost -1300 nm/RIU.

6. Závěry

Tento přehled zdůrazňuje základní princip fungování senzorů na bázi LPFG a mechanismy jejich senzibilizace a zvýšení citlivosti pro chemické a biomedicínské aplikace. Základním principem biosenzorů na bázi LPFG je to, že změny SRI lze převést na měření posunu rezonanční vlnové délky nebo změny ztráty přenosu. Pro zvýšení citlivosti biosenzorů na bázi LPFG pro chemické a biomedicínské aplikace byly v nedávno publikovaných zprávách přijaty dvě hlavní metodiky. Jedním z nich je navrhnout LPFG pracující na DTP nebo v jeho blízkosti, což lze realizovat vyladěním periody mřížky, průměru pláště nebo tloušťky funkční vrstvy. Tato metodika má dobrý výkon pro detekci imunoglobulinů, bakterií, DNA a dalších cílů. Druhým je efekt MT, který lze realizovat potažením povrchu vláknitého pláště vhodnou tloušťkou materiálů HRI. Bylo prokázáno, že tato metodika funguje dobře při detekci organického plynu (např. metanu a butanu) a proteinu (např. biotinylovaného BSA, C-reaktivního proteinu). Kombinace těchto strategií je také přezkoumána v tomto článku. Na druhé straně je funkcionalizace biosenzorů na bázi LPFG nepostradatelným krokem k dosažení specifického snímání. Jak je uvedeno v tabulce 2, shrnujeme několik běžných funkcionalizačních metod odpovídajících různým druhům receptorů. APTES silanizace se obvykle používá ke kovalentní vazbě protilátek nebo enzymů, další funkcionalizace s GO může nabídnout zařízení schopnost kovalentně vázat více druhů receptorů díky hojným funkčním skupinám GO. Kromě toho je v tomto článku také přezkoumáno sestavení LbL, metoda nekovalentní funkcionalizace. Výhodou této metody je, že je pohodlnější a dokáže přesně řídit tloušťku funkční vrstvy. Tato metoda byla použita k ukládání polyelektrolytů pro snímání slanosti a pH, stejně jako detekci iontů, plynů a bakterií. Byly také přezkoumány další funkcionalizační metody (např. ponořování a krystalizační techniky in situ). Kromě toho byly představeny také reflexní senzory na bázi LPFG. Ačkoli demonstrované LPFG v reflexních konfiguracích vykazují menší citlivost, mohou být zavedeny do lahvičky/zkumavky, což je pohodlnější a praktičtější pro jejich chemické nebo biomedicínské aplikace. V tomto přehledu se ukázalo, že LPFG je slibnou snímací platformou pro chemické a biomedicínské aplikace. Smysluplným budoucím směrem by mělo být využití inovativních nátěrových materiálů a funkcionalizačních metod k detekci více druhů biomolekul. Kromě toho by měla být v senzorech na bázi LPFG využita vlastní schopnost multiplexování OFBS k dosažení víceparametrových nebo vícecílových měření zápisem různých mřížek do stejného zařízení. V komplexních měřicích prostředích by se mělo více úsilí zaměřit na snížení nebo eliminaci účinků křížové citlivosti (např. teploty, napětí) na senzory na bázi LPFG.

cistanche tubulosa-zlepšuje imunitní systém

Reference

1. Mittal, S.; Kaur, H.; Gautam, N.; Mantha, AK Biosenzory pro diagnostiku rakoviny prsu: Přehled receptorů, převodníků a strategií zesílení signálu. Biosens. Bioelektron. 2017, 88, 217–231. [CrossRef] [PubMed]

2. Mehrotra, P. Biosenzory a jejich aplikace – přehled. J. Oral Biol. Craniofac. Res. 2016, 6, 153–159. [CrossRef]

3. Polley, N.; Basák, S.; Hass, R.; Pacholski, C. Plasmonické senzory z optických vláken: Poskytování citlivých platforem biosenzorů s minimálním laboratorním vybavením. Biosens. Bioelektron. 2019, 132, 368–374. [CrossRef]

4. Roriz, P.; Silva, S.; Frazão, O.; Novais, S. Senzory teploty optických vláken a jejich biomedicínské aplikace. Senzory 2020, 20, 2113. [CrossRef]

5. Esposito, F.; Srivastava, A.; Sansone, L.; Giordano, M.; Campopiano, S.; Iadicicco, A. Biosenzory bez štítků založené na dlouhých vláknových mřížkách: Přehled. IEEE Sens. J. 2021, 21, 12692–12705. [CrossRef]

6. Wen, H.-Y.; Huang, C.-W.; Li, Y.-L.; Chen, J.-L.; Yeh, Y.-T.; Chiang, C.-C. Lampingový vláknový biosenzorový detektor ve tvaru U pro MicroRNA. Senzory 2020, 20, 1509. [CrossRef]

7. Chen, K.-C.; Li, Y.-L.; Wu, C.-W.; Chiang, C.-C. Glukózový senzor využívající sondu z optických vláken ve tvaru U s nanočásticemi zlata a oxidázou glukózy. Senzory 2018, 18, 1217. [CrossRef]

8. Liu, J.; Xing, Y.; Zhou, X.; Chen, GY; Shi, H. Light-sheet skew rays vylepšený fluorescenční imunitní senzor z optických vláken ve tvaru U pro Microcystin-LR. Biosens. Bioelektron. 2021, 176, 112902–112908. [CrossRef]

9. Chen, L.; Leng, Y.-K.; Liu, B.; Liu, J.; Wan, S.-P.; Wu, T.; Yuan, J.; Shao, L.; Gu, G.; Fu, YQJS; a kol. Biosenzor z optických vláken s ultravysokou citlivostí bez štítků založený na zúženém singlemode-no core-singlemode spojce pro detekci Staphylococcus aureus. Sens. Actuators B Chem. 2020, 320, 128283. [CrossRef]

10. Kumar, R.; Leng, Y.; Liu, B.; Zhou, J.; Shao, L.; Yuan, J.; Fan, X.; Wan, S.; Wu, T.; Liu, JJB Bioelectronics, Ultracitlivý biosenzor na bázi magnetických mikrokuliček s vylepšeným mikrovláknovým interferometrem. Biosens. Bioelektron. 2019, 145, 111563. [CrossRef]

11. Quero, G.; Crescitelli, A.; Paladino, D.; Consales, M.; Buosciolo, A.; Giordano, M.; Cutolo, A.; Cusano, A. Mřížka z dlouhoperiodických vláken s dlouhou periodou v optických vláknech ve tvaru písmene D pro vysokou citlivost detekce indexu lomu. Sens. Actuators B Chem. 2011, 152, 196–205. [CrossRef]

12. Jang, HS; Park, KN; Kim, JP; Sim, SJ; Kwon, OJ; Han, Y.-G.; Lee, KS Sensitive DNA biosenzor založený na dlouhoperiodické mřížce vytvořené na bočním leštěném povrchu vlákna. Opt. Express 2009, 17, 3855–3860. [CrossRef] [PubMed]

13. Bekmurzayeva, A.; Dukenbajev, K.; Shaimerdenová, M.; Beknijazov, I.; Ayupová, T.; Sypabeková, M.; Molardi, C.; Tosi, D. Biosenzor s Braggovou mřížkou z leptaných vláken funkcionalizovaný aptamery pro detekci trombinu. Senzory 2018, 18, 4298. [CrossRef] [PubMed]

14. Sypabeková, M.; Korganbajev, S.; González-Vila, Á.; Caucheteur, C.; Shaimerdenová, M.; Ayupová, T.; Bekmurzayeva, A.; Vangelista, L.; Tosi, D. Funkcionalizované leptané skloněné vlákno Braggova mřížka aptasenzor pro detekci proteinu bez označení. Biosens. Bioelektron. 2019, 146, 111765. [CrossRef]

15. Lobry, M.; Fasseaux, H.; Loyez, M.; Chah, K.; Goormaghtigh, E.; Wattiez, R.; Chiavaioli, F.; Caucheteur, C. Biosenzory s mřížkou z plazmových vláken demodulované přes průnik spektrálních obálek. J. Light. Technol. 2021, 39, 7288–7295. [CrossRef]

16. Celebanská, A.; Chiniforooshan, Y.; Janík, M.; Mikulic, P.; Sellamuthu, B.; Perreault, J.; Bock, WJ Bioinspirovaný sacharidy zdobený dlouhodobou vláknitou mřížkou pro detekci bakterií bez štítků. IEEE Sens. J. 2019, 19, 11965–11971. [CrossRef]

17. Xiao, P.; Sun, Z.; Huang, Y.; Lin, W.; Ge, Y.; Xiao, R.; Li, K.; Li, Z.; Lu, H.; Yang, M.; a kol. Vývoj optického mikrovláknového imunitního senzoru pro analýzu antigenu specifického pro prostatu pomocí vysokoobjemové difrakční dlouhoperiodické mřížky. Opt. Express 2020, 28, 15783–15793. [CrossRef]

18. Shu, X.; Zhang, L.; Bennion, I. Charakteristiky citlivosti dlouhoperiodických vláknitých mřížek. J. Light. Technol. 2002, 20, 255–266.

19. Pilla, P.; Trono, C.; Baldini, F.; Chiavaioli, F.; Giordano, M.; Cusano, A. Obří citlivost mřížek s dlouhou periodou v přechodovém režimu blízko bodu obratu disperze: Integrovaný designový přístup. Opt. Lett. 2012, 37, 4152–4154. [CrossRef]

20. Zuppolini, S.; Quero, G.; Consales, M.; Diodato, L.; Vaiano, P.; Venturelli, A.; Santucci, M.; Spyrakis, F.; Costi, poslanec; Giordano, M.; a kol. Možnost použití optických vláken bez označení pro detekci laktamáz třídy C exprimovaných bakteriemi odolnými vůči lékům. Biomed. Opt. Expres 2017, 8, 5191–5205. [CrossRef]

21. Chiavaioli, F.; Janner, D. Snímání vláknové optiky se ztrátovými rezonancemi: Aplikace a perspektivy. J. Light. Technol. 2021, 39, 3855–3870. [CrossRef]

22. Lin, Y.-C.; Chen, L.-Y. Jemná aplikace rezonance ztrátového módu indukovaného elektrickým polem pro zvýšení výkonu biosenzoru optického planárního vlnovodu. Biosenzory 2021, 11, 86. [CrossRef] [PubMed]

23. Wang, W.; Mai, Z.; Chen, Y.; Wang, J.; Li, L.; Su, Q.; Li, X.; Hong, X. Biosenzor SPR z optických vláken bez označení pro specifickou detekci C-reaktivního proteinu. Sci. Rep. 2017, 7, 16904. [CrossRef] [PubMed]

24. Huang, C.; Zhou, Y.; Yu, G.; Zeng, J.; Li, Q.; Shen, K.; Wu, X.; Guo, R.; Zhang, C.; Zheng, B. Glutathionem funkcionalizovaný senzor dlouhoperiodických vláknových mřížek založený na povrchové plazmonové rezonanci pro detekci As3+ iontů. Nanotechnologie 2021, 32, 485501. [CrossRef]

25. Chalyan, T.; Guider, R.; Pasquardini, L.; Zanetti, M.; Falke, F.; Schreuder, E.; Heideman, RG; Pederzolli, C.; Pavesi, L. Asymetrické biosenzory založené na Mach–Zehnderově interferometru pro detekci aflatoxinu M1. Biosenzory 2016, 6, 1. [CrossRef]

26. Janík, M.; Brzozowska, E.; Czyszczo´n, P.; Celeba ´nská, A.; Koba, M.; Gamian, A.; Bock, WJ; ´Smietana, M. Optický aptasenzor pro detekci bakterií bez etiket v malých objemech. Sens. Actuators B Chem. 2021, 330, 129316. [CrossRef]

27. Liu, Q.; Ma, Z.; Wu, Q.; Wang, W. Biochemický senzor je založen na vláknu fotonického krystalu s tekutým jádrem naplněným zlatem, stříbrem a hliníkem. Opt. Laserová technologie 2020, 130, 106363. [CrossRef]

28. Mahfuz, MA; Hossain, MA; Haque, E.; Hai, NH; Namihira, Y.; Ahmed, F. Snímač plazmového indexu lomu na bázi vláken fotonického krystalu s bimetalovým povlakem, nízkými ztrátami šířením. Senzory 2019, 19, 3794. [CrossRef]

29. Consales, M.; Quero, G.; Spaziani, S.; Principe, M.; Micco, A.; Galdi, V.; Cutolo, A.; Cusano, A. Metasurface-Enhanced Lab-on-Fiber Biosensors. Laser Photonics Rev. 2020, 14, 2000180. [CrossRef]

30. Managò, S.; Quero, G.; Zito, G.; Tullii, G.; Galeotti, F.; Pisco, M.; De Luca, AC; Cusano, A. Přizpůsobení laboratorních optrod SERS k biologickým cílům různých velikostí. Sens. Actuators B Chem. 2021, 339, 129321. [CrossRef]

31. Marco, P.; Francesco, G.; Giorgio, G.; Giuseppe, Q.; Andrea, C. Samostatně sestavené periodické vzory na špičce optického vlákna pomocí polí mikrokuliček. In Sborník příspěvků z 24. mezinárodní konference o optických vláknových senzorech, Curitiba, Brazílie, 28. září–2. října 2015; p. 96341N.

32. Badmos, AA; Sun, Q.; Sun, Z.; Zhang, J.; Yan, Z.; Lutsyk, P.; Rozhin, A.; Zhang, L. Enzymově funkcionalizovaná dlouhodobá vláknitá mřížka s dlouhým pláštěm v přechodovém režimu v bodě obratu disperze pro detekci hladiny cukru a glukózy. J. Biomed. Opt. 2017, 22, 027003. [CrossRef]

33. Heidemann, BR; Chiamenti, I.; Oliveira, MM; Muller, M.; Fabris, JL funkcionalizovaná dlouhodobá mřížka – senzor z plazmových vláken aplikovaný na detekci glyfosátu ve vodě. J. Light. Technol. 2018, 36, 863–870. [CrossRef]

34. Kanka, J. Návrh otočných dlouhoperiodických mřížek ve vláknu fotonického krystalu pro refraktometrii plynů. Sens. Actuators B Chem. 2013, 182, 16–24. [CrossRef]

35. Gu, Z.; Xu, Y.; Gao, K. Optická vláknová dlouhoperiodická mřížka s povlakem solgel pro senzor plynu. Opt. Lett. 2006, 31, 2405–2407. [CrossRef]

36. Wei, W.; Nong, J.; Zhang, G.; Tang, L.; Jiang, X.; Chen, N.; Luo, S.; Lan, G.; Zhu, Y. Snímač povrchové plazmonové rezonance s dlouhodobou vláknovou mřížkou na bázi grafenu pro vysoce citlivé snímání plynů. Senzory 2017, 17, 2. [CrossRef]

37. Tan, S.-Y.; Lee, S.-C.; Kuramitz, H.; Abd-Rahman, F. Nový hybridní dlouhodobá vláknitá mřížka-difuzní gradient v tenkém filmovém senzorovém systému pro detekci iontů rtuti (II) ve vodě. Optik 2019, 194, 163040. [CrossRef]

38. Wang, J.-N. Mikrofluidní platforma senzoru s dlouhoperiodickou vláknovou mřížkou pro měření koncentrace chloridových iontů. Senzory 2011, 11, 8550–8568. [CrossRef]

39. Gan, W.; Xu, Z.; Li, Y.; Bi, W.; Chu, L.; Qi, Q.; Yang, Y.; Zhang, P.; Gan, N.; Dai, S.; a kol. Rychlá a citlivá detekce Staphylococcus aureus pomocí dlouhodobého imunosenzoru s vláknitou mřížkou potaženého protilátkou proti vaječnému žloutku. Biosens. Bioelektron. 2022, 199, 113860. [CrossRef]

40. Vengsarkar, AM; Lemaire, PJ; Judkins, JB; Bhatia, V.; Erdogan, T.; Sipe, JE Dlouhodobé vláknité mřížky jako pásmové filtry. J. Light. Technol. 1996, 14, 58–65. [CrossRef]

41. Patrik, HJ; Kersey, AD; Bucholtz, F. Analýza odezvy dlouhoperiodických vláknových mřížek na vnější index lomu. J. Light. Technol. 1998, 16, 1606–1612. [CrossRef]

42. Chiavaioli, F.; Biswas, P.; Trono, C.; Bandyopadhyay, S.; Giannetti, A.; Tombelli, S.; Basumallick, N.; Dasgupta, K.; Baldini, F. Směrem k citlivému imunosensingu bez značení pomocí otočných bodových dlouhých vláknových mřížek. Biosens. Bioelektron. 2014, 60, 305–310. [CrossRef] [PubMed]

43. Marques, L.; Hernandez, FU; James, SW; Morgan, SP; Clark, M.; Tatam, RP; Korposh, S. Vysoce citlivý biosenzor s dlouhodobou mřížkou s optickým vláknem ukotvený nanočásticemi se zlatým obalem z křemičitého jádra. Biosens. Bioelektron. 2016, 75, 222–231. [CrossRef] [PubMed]

44. Del Villar, I.; Cruz, JL; Socorro, AB; Corres, JM; Matias, optimalizace citlivosti na infračervené záření s naleptanými dlouhodobými vláknovými mřížkami v bodě obratu rozptylu. Opt. Expres 2016, 24, 17680–17685. [CrossRef]

45. Dandapat, K.; Tripathi, SM; Chinifooroshan, Y.; Bock, WJ; Mikulic, P. Kompaktní a cenově výhodný teplotně necitlivý biosenzor na bázi dlouhoperiodických vláknových mřížek pro přesnou detekci bakterií E. coli ve vodě. Opt. Lett. 2016, 41, 4198–4201. [CrossRef]

46. ​​Liu, C.; Cai, Q.; Xu, B.; Zhu, W.; Zhang, L.; Zhao, J.; Chen, X. Oxidem grafenu funkcionalizovaná dlouhodobá mřížka pro ultrasenzitivní imunosensing bez značení. Biosens. Bioelektron. 2017, 94, 200–206. [CrossRef]

47. Dey, TK; Tombelli, S.; Biswas, P.; Giannetti, A.; Basumallick, N.; Baldini, F.; Bandyopadhyay, S.; Trono, C. Analýza módu opláštění nejnižšího řádu dlouhodobých vláknitých mřížek v blízkosti bodu obratu. J. Light. Technol. 2021, 39, 4006–4012. [CrossRef]

48. Dey, TK; Tombelli, S.; Biswas, P.; Giannetti, A.; Basumallick, N.; Baldini, F.; Bandyopadhyay, S.; Trono, C. Imunosensování bez označení pomocí dlouhoperiodických vláknitých mřížek v režimu plátování nejnižšího řádu a blízko bodu obratu. Opt. Laserová technologie 2021, 142, 107194. [CrossRef]

49. Yang, J.; Zhou, L.; Huang, J.; Tao, C.; Li, X.; Chen, W. Zvýšení citlivosti dlouhoperiodické vláknové mřížky s přechodovým režimem jako senzor metanu pomocí překryvné depozice polykarbonát/kryptofan A s vysokým indexem lomu. Sens. Actuators B Chem. 2015, 207, 477–480. [CrossRef]

50. Esposito, F.; Zotti, A.; Ranjan, R.; Zuppolini, S.; Borriello, A.; Campopiano, S.; Zarrelli, M.; Iadicicco, A. Jednostranná dlouhodobá vláknitá mřížka potažená tenkým polystyrénovým filmem pro snímání butanového plynu. J. Light. Technol. 2018, 36, 825–832. [CrossRef]

51. Esposito, F.; Sansone, L.; Taddei, C.; Campopiano, S.; Giordano, M.; Iadicicco, A. Ultracitlivý biosenzor založený na dlouhodobé mřížce potažené vícevrstvou polykarbonát-grafenoxid. Sens. Actuators B Chem. 2018, 274, 517–526. [CrossRef]

52. Piestrzy ´ska, M.; Dominik, M.; Kosiel, K.; Janczuk-Richter, M.; Szot-Karpi´ska, K.; Brzozowska, E.; Shao, L.; Niedziółka-Jonsson, J.; Bock, WJ; ´Smietana, M. Ultracitlivé dlouhoperiodické mřížky potažené oxidem tantalu pro detekci různých biologických cílů. Biosens. Bioelektron. 2019, 133, 8–15. [CrossRef]

53. Saha, N.; Kumar, A. Vysoce citlivý senzor indexu lomu založený na přechodu módu ve vlnovodu s duální rezonancí s dlouhou periodou mřížky. J. Light. Technol. 2019, 37, 5576–5582. [CrossRef]

54. Li, Z.; Zhu, H. Snímací výkon povrchových vlnovodných módů excitovaných v dlouhoperiodické vláknové mřížce s nanopovlaky ze zlata a křemíku. Opt. Lett. 2021, 46, 266–269. [CrossRef] [PubMed]

55. Esposito, F.; Srivastava, A.; Sansone, L.; Giordano, M.; Campopiano, S.; Iadicicco, A. Zvýšení citlivosti v mřížkách s dlouhou periodou přechodem režimu v nepotažených vláknech s dvojitým pláštěm. IEEE Sens. J. 2020, 20, 234–241. [CrossRef]

56. Esposito, F.; Sansone, L.; Srivastava, A.; Baldini, F.; Campopiano, S.; Chiavaioli, F.; Giordano, M.; Giannetti, A.; Iadicicco, A. Dlouhá perioda mřížky ve vláknu s dvojitým pláštěm potaženým oxidem grafenu jako vysoce výkonná optická platforma pro biosnímání. Biosens. Bioelektron. 2021, 172, 112747. [CrossRef] [PubMed]

57. Esposito, F.; Sansone, L.; Srivastava, A.; Cusano, AM; Campopiano, S.; Giordano, M.; Iadicicco, A. Bezznačková detekce vitaminu D optickým biosnímáním na základě dlouhoperiodického vláknového strouhání. Sens. Actuators B Chem. 2021, 347, 130637. [CrossRef]

58. Smietana, M.; Koba, M.; Brzozowska, E.; Krogulski, K.; Nakonieczny, J.; Wachnicki, L.; Mikulic, P.; Godlewski, M.; Bock, WJ Citlivost dlouhoperiodických mřížek bez štítků vylepšená nanovrstvami TiO2 nanesenými na atomární vrstvě. Opt. Expres 2015, 23, 8441–8453. [CrossRef]

59. 'Smietana, M.; Koba, M.; Mikulic, P.; Bock, WJ kombinované leptání vláken na bázi plazmy a nanášení diamantové uhlíkové nanovrstvy pro zvýšení citlivosti mřížek s dlouhou periodou. J. Light. Technol. 2016, 34, 4615–4619. [CrossRef]

60. Del Villar, I. Senzory s ultravysokou citlivostí založené na dlouhoperiodických mřížkách potažených tenkým filmem s redukovaným průměrem, v přechodovém režimu a blízko bodu obratu disperze. Opt. Express 2015, 23, 8389–8398. [CrossRef]

61. Zou, F.; Liu, Y.; Mou, C.; Zhu, S. Optimalizace citlivosti indexu lomu v nanofilmem potažených dlouhoperiodických vláknových mřížkách v blízkosti bodu obratu disperze. J. Light. Technol. 2020, 38, 889–897. [CrossRef]

62. Shu, X.; Zhu, X.; Wang, Q.; Jiang, S.; Shi, W.; Huang, Z.; Huang, DJEL Duální rezonanční vrcholy režimu opláštění LP015 v dlouhoperiodických mřížkách. Elektron. Lett 1999, 35, 649-651. [CrossRef]

63. Biswas, P.; Basumallick, N.; Bandyopadhyay, S.; Dasgupta, K.; Ghosh, A.; Bandyopadhyay, S. Zvýšení citlivosti mřížek s dlouhou periodou otočného bodu vyladěním počátečního stavu spojky. IEEE Sens. J. 2015, 15, 1240–1245. [CrossRef]