Długookresowe czujniki siatkowe do zastosowań chemicznych i biomedycznych

Abstrakcyjny: Coraz częściej proponowane są bioczujniki światłowodowe (OFBS) ze względu na ich nieodłączne zalety w porównaniu z czujnikami konwencjonalnymi, w tym zwartość, potencjalną możliwość zdalnego sterowania i odporność na zakłócenia elektromagnetyczne. W tym przeglądzie systematycznie przedstawiono postępy OFBS oparte na długoterminowych siatkach włóknistych (LPFG) do zastosowań chemicznych i biomedycznych z punktu widzenia projektowania i funkcjonalizacji. Czułość takiego czujnika można zwiększyć, projektując urządzenie do pracy w punkcie zwrotnym dyspersji lub w jego pobliżu, omijając przejście modowe lub ich kombinację. Ponadto szczegółowo podsumowano kilka powszechnych metod funkcjonalizacji, takich jak kowalencyjne unieruchomienie silanizacji 3-aminopropylotrietoksysilanu (APTES) i funkcjonalizacja tlenkiem grafenu (GO) oraz niekowalencyjne unieruchomienie metody składania warstwa po warstwie. Ponadto wprowadzono także czujniki odblaskowe oparte na LPFG o różnych konfiguracjach. Celem tej pracy jest zapewnienie wszechstronnego zrozumienia biosensorów opartych na LPFG i zasugerowanie przyszłych kierunków poszukiwań.

cistanche tubulosa – poprawiają układ odpornościowy

Słowa kluczowe: bioczujniki; czujnik światłowodowy; siatki z włókien długotrwałych; zwiększenie wrażliwości; metoda funkcjonalizacji

1. Wstęp

Biosensory odgrywają kluczową rolę w monitorowaniu środowiska i zdrowia ludzkiego poprzez skuteczne i dokładne wykrywanie substancji chemicznych i biomasy. Bioczujnik zwykle składa się z dwóch głównych elementów: bioreceptora i przetwornika [1]. Podczas projektowania biosensora kluczowym krokiem technologicznym jest dobór czułego materiału odpowiedniego dla celu biologicznego. Biorąc pod uwagę właściwości powstałych związków, kolejnym ważnym krokiem jest dobór przetwornika zgodnie ze zmianami chemicznymi lub fizycznymi wywołanymi interakcją molekularną pomiędzy celem biologicznym a bioreceptorem. Produkcja lub zużycie światła, ciepła i substancji chemicznych w procesie rozpoznawania przekształcane jest na mierzalne sygnały [2]. Zgodnie z tymi mechanizmami można dobrać odpowiedni przetwornik. Informacje generowane w procesach uznawania są różnorodne; dlatego też czujniki oparte na elektrochemii, termotyce i optyce zostały szeroko zbadane. Czujniki optyczne, zwłaszcza te oparte na światłowodach, są coraz częściej proponowane w zastosowaniach chemicznych i biomedycznych ze względu na ich nieodłączną przewagę nad czujnikami konwencjonalnymi. Biosensory światłowodowe (OFBS) są zwykle kompaktowe i mają niewielkie rozmiary [3], dzięki czemu mogą pracować z minimalnymi objętościami próbek. Ponadto OFBS mają zdolność multipleksowania, są odporne na zakłócenia elektromagnetyczne [4] i można je zdalnie sterować. Liczba publikacji na temat OFBS również stale rosła w ciągu ostatnich dwóch dekad (jak pokazano na rysunku 1). Typowa zasada działania OFBS opiera się na monitorowaniu zmiany otaczającego współczynnika załamania światła (SRI), powstającego w wyniku wiązania celu biologicznego na powierzchni światłowodu, co prowadzi do zmiany wykrywalnego widma [5]. Aby zwiększyć ich czułość na SRI, OFBS są zwykle obrabiane w mikrostruktury i modyfikowane geometrycznie w celu wygenerowania silnego pola zanikającego w obszarze wykrywania.

Korzyści z cistanche tubulosa-wzmocnić układ odpornościowy

Przykładami takich urządzeń są światłowody w kształcie litery U i stożkowe [6–10], włókna światłowodowe w kształcie litery D [11,12], trawione lub pochylone siatki Bragga z włókien (FBG) [13–15], siatki światłowodowe o długim okresie czasu ( LPFG) [16–20], rezonanse stratne (LMR) [21,22], powierzchniowy rezonans plazmonowy (SPR) [23,24] Interferometry Macha-Zehndera (MZI) [25,26], włókno fotonowo-krystaliczne (PCF) ) [27,28] i urządzenia Lab-on-Fiber [29–31]. Wśród nich niektóre włókna zmodyfikowane geometrycznie muszą całkowicie lub częściowo usunąć płaszcz, co wpływa na wytrzymałość włókien optycznych, co jest właściwością, którą należy uwzględnić w praktycznych zastosowaniach. Na szczęście idealną alternatywą pozwalającą uniknąć tej szkodliwej operacji jest modulacja współczynnika załamania światła wewnątrz światłowodu; włókno oparte na siatce utrzymuje solidną strukturę i wysoką czułość, zwłaszcza LPFG, które są szeroko stosowane w wykrywaniu współczynnika załamania światła, w tym wykrywaniu cząsteczek biochemicznych [32,33], wykrywaniu gazów [34–36] i wykrywaniu jonów [37,38 ]

Rysunek 1. Wzrost publikacji w funkcji lat dla OFBS. Dane z Web of Science

W tym przeglądzie skupiliśmy uwagę na czujnikach opartych na LPFG do zastosowań chemicznych i biomedycznych z punktu widzenia projektowania i funkcjonalizacji. Po pierwsze, systematycznie wprowadzana jest zasada działania biosensorów opartych na LPFG. Następnie podsumowano kilka metod poprawy czułości takiego czujnika i zilustrowano ich zastosowania w dziedzinie biochemii. Ponadto kategorycznie i szczegółowo opisujemy zastosowania biosensoryczne takiego czujnika zgodnie z kilkoma typowymi metodami funkcjonalizacji. Na koniec podsumowujemy tę recenzję i sugerujemy pewne przyszłe kierunki eksploracji.

2. Zasada działania biosensorów opartych na LPFG

LPFG to okresowa modulacja (zwykle z okresem Λ {{0}}–1000 µm) RI w rdzeniu światłowodu, jak pokazano na rysunku 2; modulacja może łączyć światło z podstawowego trybu rdzenia (tryb LP01) z modami płaszcza propagującymi do przodu (tryby LP0 m, gdzie m=2, 3, 4, . . . ) i w związku z tym wytwarza zestaw rezonansowych pasma tłumienia skupione na dyskretnych długościach fal w widmie transmisji LPFG [18]. Dodatkowo warunek dopasowania fazowego pomiędzy efektywnymi stałymi propagacji modu LP01 i modów LP0m można wyrazić wzorem [39]:

gdzie 01 i (m) cl są stałymi propagacji, odpowiednio dla modów LP01 i LP0 m. Λ to okres tarcia. Dla efektywnego RI (neff) modów LP01 i LP0 m można je wyrazić przez ne ff ,co= 2 01 π λ i n (m) eff ,clad=(m) cl λ 2π, odpowiednio. W tym przypadku długości fal rezonansowych (λres) są określone przez efektywny współczynnik RI modów LP01 i modów LP0m, i możemy otrzymać następujące wyrażenie [40]:

Rysunek 2. Schematyczna ilustracja OFBS w oparciu o LPFG

Dla konkretnego LPFG Λ może być stałą, a ne ff, co jest określone przez RI rdzenia i płaszcza, natomiast n (m) eff, clad zależy od różnicy pomiędzy RI płaszcza i SRI płaszcza. Dlatego na charakterystykę rezonansową wpływa efektywny współczynnik RI obszaru płaszcza, co jest podstawową zasadą detekcji biologicznej. W ten sposób przesunięcie długości fali rezonansowej można przedstawić jako zmiany SRI spowodowane interakcjami molekularnymi zachodzącymi na powierzchni włókna. Naturalnie biosensor oparty na LPFG można uzyskać, wyposażając czujnik w powłoki reagujące chemicznie, aby selektywnie wykrywać cele biologiczne.

3. Zwiększenie czułości RI biosensora opartego na LPFG

Projektując biosensor na bazie LPFG, najważniejsze prace powinny skupić się na tym, jak zwiększyć czułość takiego czujnika. Co więcej, szczegółowe badania pokazują, że najlepszą wydajność czujników opartych na czułości RI można osiągnąć, gdy SRI jest zbliżony do RI płaszcza (tj. 1,44–1,46 RIU) [41]. Można zauważyć, że większość biosensorów jest zaprojektowana do pracy w roztworach wodnych (tj. 1,33–1,34 RIU), co znacznie różni się od RI płaszcza włóknistego, co powoduje, że urządzenie wykazuje niską czułość na próbki wodne. Aby sprostać temu wyzwaniu, na przestrzeni lat zaproponowano kilka podejść. Skuteczność tych metod w przypadku biosensorów opartych na LPFG podsumowano w tabeli 1.

Tabela 1. Porównanie różnych metod ulepszania bioczujników opartych na LPFG.

Tabela 1. cd.

3.1. Punkt zwrotny dyspersji

Najpopularniejszą metodologią jest projektowanie okresu i trybu płaszcza w punkcie zwrotnym dyspersji (DTP) lub w jego pobliżu zgodnie z krzywą dopasowania fazowego (PMC), łącząc w ten sposób tryb rdzenia propagujący do przodu z trybem płaszcza wyższego rzędu [62 ] Jak pokazano na rysunku 3, PMC wykazuje związek między okresem siatki a długością fali rezonansowej, a DTP można zaobserwować w PMC dla każdego trybu płaszcza, gdzie nachylenie dla trybu wyższego rzędu zmienia się z dodatniego na ujemne, gdy długość fali wzrasta. Zatem dla danego okresu siatki dwie rezonansowe długości fal po obu stronach DTP są połączone w jeden mod płaszcza, tworząc rezonanse o dwóch szczytach. Parametrem pomiarowym może być różnica widmowa pomiędzy podwójnymi pikami, ze względu na zmianę długości fali wraz z reakcją LPFG na zmianę SRI. W naszej poprzedniej pracy [18] teoretycznie sprawdziliśmy, że maksymalną czułość LPFG na SRI można uzyskać w DTP lub w jego pobliżu. Czujniki oparte na LPFG, zaprojektowane w pobliżu ich DTP, są od lat szeroko stosowane w dziedzinie wykrywania biochemicznego, ze względu na ich wysoką czułość na próbki wodne. Można jednak zauważyć, że LPFG oparty na czujniku DTP z łączem szerokopasmowym rozszczepia się na rezonanse dwuszczytowe, gdy urządzenie jest zanurzone w otaczającym środowisku o współczynniku RI wyższym niż powietrze (tj. woda). W takim przypadku urządzenie może mieć niski współczynnik czułości, ponieważ długość fali rezonansowej jest daleka od DTP. Aby zaradzić temu problemowi, grupa P. Biswasa udowodniła teoretycznie i eksperymentalnie, że czułość można zwiększyć, dopasowując początkową siłę sprzęgania trybu płaszcza do konkretnego trybu płaszcza wyższego rzędu w DTP [63]. F. Chiavaioli i in. donieśli o bioczujniku opartym na LPFG w pobliżu DTP, z okresem siatki 165 µm, do wykrywania anty-IgG [42]. Rysunek 4a przedstawia wynik symulacji zależności pomiędzy PMC dla trybu płaszcza LP0,12 a średnicą płaszcza włókna. Ciągła czarna linia odpowiada nietrawionemu włóknu; średnicę okładziny trawiono 1% roztworem kwasu fluorowodorowego. Rysunek 4b przedstawia ewolucję widma LPFG z dwoma pasmami rezonansowymi podczas procesu trawienia. Widma transmisyjne LPFG z dwoma pasmami rezonansowymi można było uzyskać przed procesem trawienia (dclad=125 µm) i podczas trawienia z bliższymi pasmami (dclad=124,6 µm i 124,2 µm). Po dalszym zmniejszeniu średnicy płaszcza do 123,8 µm podwójne pasma rezonansowe zostały przekształcone w pojedyncze, szersze pasmo rezonansowe (tj. aż do DTP). Następnie znikał, jeśli średnica płaszcza była stale zmniejszana. Do oceny działania biosensora przyjęto kopolimer Eudragit L100 jako warstwę modyfikowaną chemicznie w celu zapewnienia wolnych karboksylowych grup funkcyjnych w celu unieruchomienia IgG. Otrzymany czujnik oparty na LPFG przeprowadzono w ludzkiej surowicy, gdzie zmierzono wykrywanie stężeń anty-IgG tak niskich jak 70 µg/l (460 pM).

Rysunek 3. Obliczona zmienność długości fali rezonansu modowego w zależności od okresu LPFG. (a) Tryby m=1 do m=10. (b) Tryby m=11 do m=20. (c) Tryby m=21 do m=30. Małe kółka lokalizują punkty zwrotne nachyleń krzywych, a LPFG wykazuje największą czułość w obszarze pomiędzy dwiema liniami przerywanymi. Przyjęto z [18]. Na licencji Creative Commons.

Oprócz dostrojenia LPFG do określonego trybu płaszcza wyższego rzędu w DTP poprzez zmniejszenie średnicy płaszcza, przyjęto również modulację grubości warstwy funkcjonalnej. Grupa Korposha [43] zaproponowała biosensor oparty na LPFG, wykorzystujący biotynę jako bioreceptor do wykrywania streptawidyny (SV). Jak pokazano na rysunku 5, nanocząsteczki rdzenia krzemionkowego i złotej powłoki (SiO2:Au NP) naniesiono na włókna metodą warstwa po warstwie za pomocą warstwy polikationowej poli(chlorowodorku allilaminy) (PAH). Wygodne było dostrojenie biosensora opartego na LPFG działającego w DTP przy użyciu metody osadzania warstwa po warstwie. Kontrolowano także średnicę nanocząstek SiO2 w celu zbadania wpływu na czułość, a wynik wskazuje, że większe nanocząsteczki SiO2 (tj. 300 nm) wykazywały wyższą czułość. Może to przyczynić się do bardziej wydajnej fali zanikającej w nanocząsteczkach SiO2 o średnicy 300 nm. Co więcej, większe nanocząsteczki SiO2 bardziej sprzyjały odkładaniu się biotyny, zwiększając w ten sposób zdolność adsorpcji SV. Wreszcie udało im się wykryć SV przy najniższym zmierzonym stężeniu wynoszącym 2,5 nM, a proponowany czujnik można zastosować do namierzania klinicznie istotnych związków białkowych, wystarczy wymienić ligand.

Rysunek 5. Schematyczna ilustracja osadzania warstwa po warstwie folii (PAH/SiO2:Au)2 na LPFG. Przejęto z [43]. Na licencji Creative Commons.

Z drugiej strony udowodniono, że w pobliżu DTP może wystąpić tryb płaszcza niższego rzędu poprzez zmniejszenie średnicy płaszcza, a wówczas uzyskuje się bardziej czułą zdolność ze względu na wzmocnienie pola zanikającego [44]. Oświeceni tym, niedawno pojawiła się interesująca propozycja zaprojektowania trybu płaszcza najniższego rzędu (tryb płaszcza LP0,2) LPFG w pobliżu DTP, aby uzyskać urządzenie o wysokiej czułości [47]. Wytworzono LPFG w pobliżu DTP, a następnie trawiono średnicę płaszcza do 20 µm, aż do pojawienia się trybu LP0,2 w pobliżu DTP. Na potrzeby testów proponowane urządzenie zintegrowano z zamkniętą komorą przepływową o zakresie SRI od 1,333 do 1,3335 RIU, co umożliwiło uzyskanie czułości na poziomie 8751 nm/SRIU. Chociaż wykazywał doskonałe działanie jako refraktometr, w rzeczywistym bioczujniku należy wziąć pod uwagę wiele istotnych czynników. Na podstawie powyższego ta sama grupa opracowała powyższe urządzenie, wykorzystując IgG/antyIgG jako parę biokoniugatów do zastosowań biosensorycznych, osiągając granicę wykrywalności (LOD) wynoszącą 0,16 ng/ml (1,06 pM) [48]. Jednym słowem, czujniki oparte na LPFG, zaprojektowane w pobliżu DTP, są szeroko stosowane w wykrywaniu immunoglobulin [42,46,64], bakterii [16,45,65,66], DNA [67–69] i innych cele [70–74].

Cistanche suplement korzyści-zwiększają odporność

3.2. Efekt przejścia trybu

Jak wspomniano we wstępie, wykrywanie biochemiczne realizowane jest poprzez wykrywanie zmian SRI, gdy warstwy bioreceptorów osadzone na obszarze siatki oddziałują z celem. Zasada ta wynika zasadniczo z faktu, że niewielka część pola modu płaszcza, pola zanikającego, rozprzestrzenia się na zewnątrz światłowodu i oddziałuje ze środowiskiem zewnętrznym, powodując n (m) eff, zmiany plateru, które zależą od grubość obszaru interakcji i głębokość penetracji pola zanikającego [75]. Zaproponowano efekt przejścia trybu (MT) w celu optymalizacji czułości czujników opartych na LPFG na zmiany SRI. Może to nastąpić poprzez pokrycie powierzchni okładziny włóknistej odpowiednią grubością materiałów o wysokim współczynniku RI (HRI). Del Villara i in. w swojej literaturze stworzyli obszerną teorię i metodę numeryczną [76]. Wykazano, że powłoki HRI mogą modyfikować jeden z modów płaszczowych, powodując przejście między modami kierowanymi niższego rzędu (tj. o wyższym efektywnym współczynniku załamania światła) do modów kierowanych przez powłokę, a co za tym idzie, zmienia wartości n (m) eff, platerowany, który można wykorzystać do zwiększenia czułości czujników. W tym samym roku Andrea Cusano i in. eksperymentalnie potwierdzili redystrybucję modów płaszcza poprzez równomierne osadzanie nanopowłok HRI wzdłuż LPFG i ich wpływ na czułość RI [77]. Oświeceni tym Yang i in. [49] wyprodukowali czujnik metanu na bazie LPFG, pracujący w MT z osadzaniem nakładkowym HRI z poliwęglanu (PC)/kryptofanu A. Zastosowali technikę automatycznego powlekania zanurzeniowego, aby dostroić punkt pracy czujnika w obszarze MT (masowe RI czułość wynosiła 3,56 × 103 nm/RIU). Wykrywanie metanu przeprowadzono z wysoką czułością 2,5 nm/% i LOD wynoszącą 0,2% (v/v). Grupa Esposito zgłosiła jednostronny czujnik oparty na LPFG do wykrywania gazowego butanu, zmodyfikowany za pomocą nanocząsteczki HRI z ataktycznego polistyrenu [50). Optymalizując zakres grubości warstw, można było dostroić punkt pracy urządzenia w obszarze MT. Wykrywanie par butanu przeprowadzono przy stężeniach do 1,0% obj., co dało czułość 2,2 nm/% obj. i zdolność do wykrywania stężeń tak niskich, jak jedna dziesiąta butanu poniżej granicy wybuchowości. Ta sama grupa badawcza wyprodukowała także czujnik oparty na wielowarstwowej strukturze LPFG; schemat struktury pokazano na rysunku 6a [51]. Warstwa składa się z folii PC i znacznie cieńszej warstwy tlenku grafenu (GO), gdzie grubość nano folii PC została elastycznie kontrolowana za pomocą techniki powlekania zanurzeniowego, na korzyść dostrojenia urządzenia do pracy w obszarze MT. Rysunek 6b przedstawia przesunięcie długości fali pasma tłumienia w funkcji grubości PC, powietrza roboczego i roztworu PBS jako otoczenia. Wykorzystano drugą warstwę GO ze względu na jej właściwości biokompatybilności i dużą liczbę grup funkcyjnych, które dały urządzeniu zdolność wiązania cząsteczek biometrycznych; następnie wybrano układ streptawidyna-biotyna o wysokim powinowactwie do oceny działania urządzenia poprzez wykrywanie biotynylowanego BSA, osiągając LOD 0,2 aM.

Rysunek 6. (a) Struktura włókien wielowarstwowych. ( b ) Numeryczne przesunięcie długości fali pasma tłumienia w funkcji grubości nakładki PC. Przedrukowano za zgodą [51]. Prawa autorskie © 2018 Elsevier BV

Oprócz zastosowania materiałów organicznych HRI jako powłok, wybrano również wiele materiałów nieorganicznych w celu dostrojenia punktu pracy w obszarze MT. Głównymi zaletami nieorganicznych materiałów powłokowych jest większy dostępny zakres wartości RI i więcej technik wzrostu oraz to, że łatwiej jest uzyskać jednolitą grubość w porównaniu z materiałami organicznymi. Pietrzyńska i in. donieśli o niewymagającym etykiet bioczujniku opartym na LPFG, osadzonym z cienką nakładką z tlenku tantalu (TaOx) w celu zapewnienia czułości RI. Ponieważ współczynnik RI TaOx wynosił aż 2 w zakresie widma IR, grubość powłoki kontrolowano precyzyjnie w subnanometrze, stosując technikę osadzania warstwy atomowej. Czułość RI uzyskanych czujników opartych na LPFG wynosiła 11,500 nm/RIU w zakresie RI od 1,335 do 1,345 RIU [52]. W sposób ciągły grupa Saha badała teoretycznie zjawisko napawania MT poprzez powlekanie warstwą HRI Si3N4; wynik pokazał, że czułość RI była większa niż 100 µm/RIU dla roztworu wodnego (tj. RI= 1.33) [53]. Innym niedawnym osiągnięciem grupy Li., która zastosowała czujnik oparty na LPFG pokryty cienkimi warstwami Au-Si do wykrywania RI, było osiągnięcie ultrawysokiej czułości 7267,7 nm/RIU (tj. około RI= 1. 315); przypisywali tę doskonałą wydajność MT trybów płaszcza EH i silnemu polu zanikającemu penetrującemu otoczenie [54]. Mimo że stosowano różne rodzaje materiałów powłokowych, od organicznych po nieorganiczne, to w dalszym ciągu mają one negatywny wpływ na otrzymane urządzenie, w tym na jego powtarzalność, stabilność długoterminową i utratę absorpcji [55]. Dlatego zastosowano nową strategię polegającą na zastosowaniu włókna z podwójnym płaszczem (DCF) o profilu RI w kształcie litery W. Grupa Esposito zdała sobie sprawę z efektu MT dla czułości RI, pisząc po raz pierwszy LPFG wykonany w DCF w kształcie litery W. Zewnętrzny płaszcz RI DCF był wyższy niż wewnętrzny; w związku z tym zewnętrzna okładzina DCF działała podobnie do nakładki HRI. Aby dostosować punkt pracy do obszaru MT zgodnie z tą wskazówką, okładzina zewnętrzna została wytrawiona odczynnikiem chemicznym. Na koniec zwrócono uwagę na czułość SRI, osiągając czułość 420 nm/RIU w środowisku wodnym, co potwierdziło, że urządzenie to może być stosowane do wykrywania biochemicznego bez powłoki HRI [55]. Następnie opracowali i przetestowali to urządzenie o specjalnej strukturze, powlekając je nanowarstwą GO, aby zapewnić grupy funkcyjne umożliwiające kowalencyjne wiązanie przeciwciała. Do wykrywania białka C-reaktywnego w surowicy osiągnięto zakres roboczy od 1 ng/ml do 100 µg/ml i LOD 0,15 ng/ml [56]. Niedawno ta sama grupa zgłosiła podobny biosensor DCF do wykrywania witaminy D. Jak pokazano na Figurze 7, wybrano również nanometryczny GO w celu zapewnienia karboksylowych grup funkcyjnych do kowalencyjnego unieruchomienia Anty-VitD3. Uzyskano selektywną detekcję w zakresie 1–1000 ng/ml w roztworze buforowym, a urządzenia te dobrze radziły sobie również w złożonym podłożu z białkami zakłócającymi [57].

Rysunek 7. Schematyczny obraz detekcji witaminy D na podstawie LPFG w DCF z warstwą GO

3.3. Połączenie tych podejść

Kiedy urządzenia LPFG są stosowane do wykrywania biochemicznego, napotykają zmienny zakres RI. Na przykład dla konwencjonalnego bioreceptora (np. białka, DNA, przeciwciała) wykrywającego biocel (np. białko, antygen) SRI waha się od 1,333 do 1,353 RIU [12,45]. Jednakże w przypadku LPFG modyfikowanego żelatyną jako czujnikiem wilgotności SRI waha się od 1,3408 RIU do RI płaszcza [78].

Podobnie efekt MT może skierować jeden z trybów płaszcza na tryby sterowane powłoką, a określony zakres czułości można dostroić poprzez precyzyjną regulację grubości i zmniejszenie średnicy płaszcza [59,61]. Wskazuje, że połączenie efektu DTP i MT może poprawić właściwości detekcyjne LPFG, w tym wysoką czułość i określony zakres roboczy SRI. Przykładowo grupa Mateusza zrealizowała czułość RI na poziomie 2000 nm/RIU w szerszym zakresie RI (1,34–1,356 RIU) [59]. W tej pracy średnicę płaszcza i grubość powłoki kontrolowano w zakresie nanometrów, aby osiągnąć zarówno efekty DTP, jak i MT, przy użyciu metody reaktywnego trawienia jonowego (RIE) i chemicznego osadzania z fazy gazowej wzmocnionego plazmą o częstotliwości radiowej. Ponadto w wielu zgłoszonych pracach wykazano, że czułość można również poprawić poprzez zmniejszenie średnicy czujnika opartego na LPFG [42,79]. Mając to na uwadze, średnica płaszcza została połączona z efektem DTP i MT w celu optymalizacji wrażliwości na SRI przez Del Villara [60]. Do analizy optymalizacji LPFG w oparciu o powyższe trzy czynniki wykorzystano metodę numeryczną opartą na dokładnych obliczeniach modów rdzenia i płaszcza oraz teorii trybu sprzężonego. Ostatecznie uzyskano znaczną czułość 143 × 103 nm/RIU, co miało poprawić rozdzielczość czujników chemicznych i biologicznych opartych na LPFG. Ostatnio Fang i in. również odpowiednio połączył efekty DTP i MT przy użyciu TiO2 jako nanofilmu o wysokim współczynniku RI osadzanego technologią osadzania warstwy atomowej [61]. Aby utrzymać stałą różnicę widmową podwójnych pików, wybrano odpowiedni okres siatki w różnych LPFG i zbadano różne grubości TiO2, aby zoptymalizować czułość w określonym zakresie SRI. Jak pokazano na rysunku 8, wykazał on czułość SRI wynoszącą 10,000 nm/RIU w zakresie 1,336–1,3397 RIU, 42,000 nm/RIU w zakresie 1,4526–1,4561 RIU, 15 ,000 nm/RIU w zakresie 1,392–1,3971 RIU i 23 000 nm/RIU w zakresie 1,44–1,4436 RIU. Z rysunku 8c, d wynika, że ​​w tym samym urządzeniu LPFG można zrealizować dwa zakresy wysokiej czułości.

Rysunek 8. Widma transmisyjne i przesunięcie długości fali rezonansowej w różnych zakresach SRI. (a) nanofilm TiO2 65 nm, Λ=230,5 µm. (b) 15 nm nanofilm TiO2, Λ=237 µm. (c,d) nanofilm TiO2 50 nm, Λ=230 µm. Przejęte z [61]. Na licencji Creative Commons.

4. Funkcjonalizacja biosensorów opartych na LPFG

Należy zauważyć, że bioczujnik oparty na LPFG jest stosowany do pomiaru przesunięcia długości fali spowodowanego zmianą RI powierzchni urządzenia w wyniku selektywnej adsorpcji cząsteczek docelowych na powierzchni, a nie do pomiaru przesunięcia długości fali spowodowanego zmianą współczynnika RI otaczającego ośrodka. Dlatego funkcjonalizacja biosensora opartego na LPFG jest podstawowym krokiem w realizacji zastosowań biochemicznych. Ogólnie rzecz biorąc, na powierzchni biosensora opartego na LPFG naniesione są dwuczęściowe warstwy funkcjonalne: jedna część to warstwa nośna służąca do unieruchomienia bioreceptora, a druga to warstwa bioreceptorowa służąca jako element rozpoznający (enzymy, białka, przeciwciała i tak dalej), aby selektywnie wychwycić cel. Dlatego też stosuje się różne metody unieruchamiania warstwy bioreceptora na światłowodzie. Porównanie bioreceptora, celu i wydajności różnych metod funkcjonalizacji biosensorów opartych na LPFG można zobaczyć w Tabeli 2.

Tabela 2. Porównanie różnych raportów dotyczących funkcjonalizacji biosensorów opartych na LPFG

4.1. APTES Silanizati

Najskuteczniejsza metoda funkcjonalizacji biosensora w oparciu o LPFG opiera się na immobilizacji kowalencyjnej, ze względu na jego trwałe przyłączenie do bioreceptora. Silanizacja 3- 3-aminopropylotrietoksysilanem (APTES) jest powszechną i idealną metodą stosowaną w większości modyfikacji chemicznych substratów krzemionkowych. Metodę tę z powodzeniem zastosowano w przypadku kowalencyjnego immobilizacji białka [101102], DNA [67,68], przeciwciał [17,82,103] i tak dalej. W tym przypadku światłowód wymaga etapu wstępnej obróbki w celu utworzenia grup silanolowych (Si-OH) poprzez zanurzenie w KOH/NaOH, kwasie lub roztworze piranii. Podobnie grupy etoksylowe (–OCH2CH3) występujące w cząsteczce APTES mogą również tworzyć Si-OH poprzez reakcję hydrolizy w środowisku wodnym [104]. Następnie kondensacja pomiędzy Si-OH prowadzi do powstania wiązania siloksanowego (Si-O-Si), umożliwiając unieruchomienie cząsteczek APTES na powierzchni włókna. Ponadto sąsiednie cząsteczki APTES mogą tworzyć matrycę polimerową poprzez kondensację, w wyniku czego powstają wolne powierzchnie z aminowymi grupami funkcyjnymi (–NH2) substratów krzemionkowych [105]. Po zakończeniu silanizacji następuje etap aktywacji grup karboksylowych na przeciwciałach lub enzymach za pomocą chlorowodorku 1-etylo-3-(3-dimetyloaminopropylo)karbodiimidu (EDC) i N-hydroksysukcynimimid (NHS). Następnie przeciwciała lub enzymy można związać z grupami –NH2 poprzez utworzenie wiązań amidowych, wiązań wodorowych lub interakcji elektrostatycznych [106]. Grupa Anjli zaproponowała biosensor enzymatyczny oparty na LPFG poprzez stabilne kowalencyjne wiązanie enzymu lipazy do wykrywania triacyloglicerydów [80]. Figura 9 przedstawia etap unieruchomienia enzymu lipazy; enzym lipaza związał się z powierzchnią włókna poprzez utworzenie wiązań amidowych pomiędzy grupami –NH2 na włóknie i grupami –COOH enzymu. Przesunięcie długości fali mierzono w powiązaniu z interakcją enzymu z celem. Zmierzono wykrywanie stężeń triacyloglicerydów tak niskich jak 17,71 mg/dl; przeprowadzono także specyficzny test na ludzkiej krwi, a cały eksperyment prowadzono w stałej temperaturze 37◦C. Silanizację APTES w celu unieruchomienia oksydazy glukozowej przeprowadził także Wu [81]. W tej pracy oksydazę glukozową unieruchomiono na LPFG w kształcie litery S za pomocą technologii silanizacji APTES i wykorzystano jako bioreceptor do wykrywania glukozy. Jako miarę związaną z oksydazą glukozową i specyficznym wiązaniem glukozy wykorzystano zmienność utraty transmisji. Wyniki eksperymentów pokazują, że proponowany czujnik charakteryzował się czułością 6,229 dB/% wag. w zakresie od 0–1% wag. Niedawno Gan i in. [39] opracowali czujnik oparty na LPFG, oparty na przeciwciałach z żółtka jaja (IgY) kowalencyjnie unieruchomionych metodą silanizacji APTES, do wykrywania Staphylococcus aureus. Test wykrywający można było zakończyć w ciągu około 20 minut, a wykrywanie Staphylococcus aureus przeprowadzono do 33 CFU/ml. W związku z tym oczekiwano, że opracowane urządzenie do wykrywania Staphylococcus aureus znajdzie zastosowanie w dziedzinie medycyny i wykrywania żywności.

Rysunek 9. Immobilizacja enzymów w celu utworzenia warstwy biorozpoznawania na sondzie światłowodowej. Przedrukowano za zgodą [80]. Prawa autorskie © 2015 Elsevier BV

4.2. Funkcjonalizacja GO

Chociaż powszechnie proponuje się włókno z grupą aminową, pojedyncza grupa funkcyjna uniemożliwia mu wiązanie się z innymi rodzajami receptorów biologicznych, ograniczając w ten sposób jego zastosowanie. Różne grupy badawcze skupiły swoją uwagę na GO; powierzchnia włókien jest osadzana chemicznie lub fizycznie za pomocą nanoarkuszów GO po silanizacji. GO jest bogaty w grupy funkcyjne zawierające tlen, takie jak epoksy, hydroksyl i karboksyl, które zapewniają GO zdolność do kowalencyjnego wiązania różnych biomolekuł [107). Co więcej, GO jest również wyposażony w zdolność do adsorbowania biomolekuł poprzez unieruchamianie niekowalencyjne, takie jak elektrostatyczne, interakcyjne wiązania wodorowe i układanie π – π [108,109]. Chena i in. [46] opisali LPFG z podwójnym pikiem osadzoną na nanocząstkach GO w celu unieruchomienia IgG i IgG/anty-IgG jako pary biokoniugatów do wykrywania immunologicznego. Przyjęli nową strategię osadzania GO, która opierała się na wiązaniach chemicznych, po których następuje adsorpcja fizyczna. Wiązanie chemiczne wystąpiło pomiędzy włóknem silanizowanym APTES i GO. W międzyczasie nanocząsteczki GO zostały fizycznie zaadsorbowane na powierzchni włókna wraz z odparowaniem wody. Na koniec osadzony na GO czujnik oparty na LPFG zanurzono w roztworze IgG i związano kowalencyjnie ze sobą za pomocą chemii sieciowania EDC/NHS. Wykrycie anty-IgG uzyskano aż do stężenia 7 ng/ml w buforze PBS. Możliwość ponownego użycia czujnika sprawdzono także poprzez usunięcie związanego anty-IgG. Sukcesywnie ta sama grupa opracowała metodę wykrywania hemoglobiny w oparciu o czujnik oparty na LPFG funkcjonalizowany nanoarkuszami GO [85]. Jak pokazano na rysunku 10, do osadzania GO przyjęto również wiązanie chemiczne, po którym następuje strategia adsorpcji fizycznej, a zasada wykrywania opierała się na pomiarze zmienności intensywności rezonansu, spowodowanej niekowalencyjnym oddziaływaniem między cząsteczkami hemoglobiny i GO. Pożądaną grubość GO kontrolowano do 501,8 nm, co zapewniło znaczącą interakcję światło-materia pomiędzy zanikającym polem a cząsteczkami docelowymi. Opracowany czujnik zastosowano do wykrywania hemoglobiny z czułością -77 dB/RIU i LOD 0,05 mg/ml.

Rysunek 10. Schemat osadzania GO na urządzeniu opartym na LPFG. (a) Proces obróbki alkalicznej, (b) silanizacja APTES, (c) grupa epoksydowa GO zareagowała z grupą aminową powierzchni włókna silanizowanego APTES oraz (d) nanoarkusze GO osadzono na powierzchni włókna. Przedrukowano za zgodą [85]. Prawa autorskie © 2018 Elsevier BV

Ostatnio Wang i in. udoskonalili granice wykrywalności i metodę osadzania. [{0}}]. W tej pracy mikrozwężający się LPFG osadzono z nanoarkuszami GO w celu wykrycia hemoglobiny. Po zakończeniu wiązania chemicznego, po którym nastąpiła adsorpcja fizyczna, wykorzystano efekt pęsety optycznej, aby jeszcze bardziej wzmocnić interakcję między nanoarkuszami GO a włóknem. Grubość GO wynoszącą 203,6 nm unieruchomiono na mikrozwężającym się LPFG. Uzyskano LOD wynoszącą {{10}}.02 mg/ml w różnych związkach zakłócających. Niedawno ta sama grupa opracowała biosensor o tej samej strukturze do wykrywania albuminy surowicy bydlęcej (BSA) [87]. Mechanizm wykrywania opiera się na pomiarze przesunięcia długości fali spowodowanego wiązaniem kowalencyjnym pomiędzy GO i BSA. LOD wynoszące 0,043 mg/ml, 0,029 mg/ml i 0,032 mg/ml osiągnięto odpowiednio w wodzie dejonizowanej, moczniku i glukozie. Podobnie zaproponowali także mikrozwężający się LPFG funkcjonalizowany nanokompozytami GO/polidopaminy do wykrywania jonów kobaltu [88]; nanokompozyty osadzono na mikrozwężającej się powierzchni LPFG dzięki silanizacji APTES, po której nastąpił efekt pęsety optycznej. Zaproponowany czujnik wykazywał czułość 2,4 × 10−3 dB/ppb w zakresie stężeń jonów kobaltu od 1 ppb do 107 ppb, a granicę wykrywalności osiągał już od 0,17 ppb. Czujniki oparte na mikrozbieżnych LPFG, funkcjonalizowane przez GO, zostały również zaimplementowane do wykrywania jonów Na+ i Mn2+ w [110] oraz wykrywania jonów Ni2+ w [89].

cistanche tubulosa – poprawiają układ odpornościowy

Kliknij tutaj, aby wyświetlić produkty Cistanche Enhance Immunity

【Zapytaj o więcej】 E-mail:cindy.xue@wecistanche.com / Aplikacja Whats: 0086 18599088692 / Wechat: 18599088692

4.3. Metoda montażu warstwa po warstwie

Wprowadzona powyżej metoda kowalencyjnej modyfikacji włókien charakteryzuje się dobrą stabilnością; jednakże bardziej skomplikowane jest kontrolowanie grubości, na przykład kontrolowanie stężenia i czasu reakcji. Wykonanie funkcjonalnej powłoki o kontrolowanej grubości jest również czynnikiem, który należy wziąć pod uwagę przy optymalizacji czułości wykrywania urządzenia opartego na LPFG. Montaż warstwa po warstwie (LbL) stanowi obiecujący sposób precyzyjnego osadzania funkcjonalnej powłoki o grubości w skali nanometrowej [70,111], napędzany oddziaływaniami elektrostatycznymi pomiędzy przeciwnie naładowanymi polielektrolitami [112,113]. Grupa Tiana [90] opracowała czujnik zasolenia oparty na LPFG pokrytym siłą jonową reakcji wielowarstw polielektrolitu chitozan (CHI)/poli(kwas akrylowy) (PAA) metodą montażu LbL. Cały proces osadzania powtórzono 20 razy poprzez zanurzenie urządzenia odpowiednio w polikationie CHI i polianionie PAA. Co ciekawe, przesunięcie długości fali rezonansu LPFG zmieniło się z czerwonego na niebieski wraz ze wzrostem stężenia soli. Można to wytłumaczyć odpęcznieniem lub pęcznieniem powłoki w odpowiedzi na inny zakres stężeń NaCl. Uzyskano czułość 36 nm/M w zakresie 0,5–0,8 M. Oczekiwano, że badania te znajdą zastosowanie także w biomedycynie i dostarczaniu leków. Podobnie ta sama grupa zaproponowała również czujnik zasolenia pokryty hydrożelem reagującym na siłę jonową na LPFG [91]. Dwuskładnikowe polielektrolity osadzane w procesie montażu LbL mogą powodować pewne problemy, tj. wrażliwość krzyżową na pH i nieliniowe zależności pomiędzy przesunięciem długości fali rezonansu a stężeniem zasolenia. Jak pokazano na rysunku 11, w ramach tej pracy stworzono nowatorski czujnik pokryty czwartorzędowanym hydrożelem poli(4-winylopirydyny) (qP4VP) za pomocą zespołu LbL, a następnie chemicznego sieciowania. Warto podkreślić, że polianion PAA został selektywnie uwolniony z powłoki po sieciowaniu chemicznym, uzyskując jednoskładnikowy hydrożel. Opracowany czujnik wykazywał czułość na poziomie 7 nm/M i stwierdzono dobrą liniową zależność pomiędzy przesunięciem długości fali rezonansowej a stężeniem zasolenia w zakresie 0,4–0,8 M.

Rysunek 11. Wytwarzanie powłoki hydrożelowej q37P4VP. Przejęte z [91]. Na licencji Creative Commons

Inne powłoki funkcjonalne z polielektrolitu również osadzono na bioczujniku na bazie LPFG metodą montażu LbL. Biosensor na bazie LPFG pokryty nanocząstkową cienką warstwą poli(chlorku diallilodimetyloamoniowego) (PDDA) i tetrakis(4-sulfofenylo)porfiny (TSPP) za pomocą techniki LbL do wykrywania gazowego amoniaku został wyprodukowany przez Lee i in. glin. [92]. Grupa Abd-Rahmana wytworzyła warstwę powłoki nanocząsteczek PDDA/poli(p-styrenosulfonian sodu) (PSS)-Au na powierzchni LPFG, stosując technikę LbL do wykrywania jonów rtęci (II) [93]. Zaprojektowany czujnik charakteryzował się doskonałą wydajnością w zakresie stężeń jonów rtęci (II) od 0,5 ppm do 10 ppm. Liu i in. [64] opracowali biosensor na bazie LPFG pokryty poli(chlorowodorkiem allilaminy) (PAH)/nanocząsteczkami krzemionki pokrytymi złotem za pomocą metody LbL do wykrywania streptawidyny i immunoglobuliny M (IgM). Ni i in. [94] zbadali czujnik na bazie LPFG z powłoką z poli(etylenoiminy) (PEI) i poli(kwasu akrylowego) (PAA) do wykrywania pH; warstwa powłoki poprawiła dyspersję i zdolność adhezji wielościennych nanorurek węglowych. Grupa Tian [95] uznała PAH/PAA za polielektrolitową powłokę funkcjonalną osadzoną za pomocą zespołu LbL w celu związania specyficznych przeciwciał w celu wykrycia Staphylococcus aureus. Powłoka funkcjonalna z polielektrolitu może ułatwiać adhezję bakterii, a wykrywanie przy LOD wynoszącym 224 CFU/ml wykazano w PBS.

4.4. Inne metody

Sposób funkcjonalizacji światłowodu w pewnym stopniu zależy od środowiska aplikacji. Metoda funkcjonalizacji włókien optycznych stosowanych w powietrzu jest bardziej zwięzła i prostsza niż te stosowane w roztworach wodnych. Na przykład technika powlekania zanurzeniowego, która jest prosta w obsłudze i ułatwia kontrolowanie grubości wrażliwej folii, jest szeroko stosowana w wykrywaniu gazu. Grupa Feng [96] opisała filmy kompozytowe siarczek molibdenu/kwas cytrynowy, które osadzono przy użyciu techniki zol-żel i powlekania zanurzeniowego na LPFG w celu pomiaru śladowych ilości gazowego siarkowodoru. Figura 12 przedstawia obrazy SEM powierzchni i przekroju LPFG pokrytego warstwami kompozytowymi siarczek molibdenu/kwas cytrynowy. Na figurze 12b można zaobserwować, że grubość folii była równomiernie kontrolowana przy długości fali 590 nm. Zaproponowany czujnik wykazywał wysoką czułość wynoszącą 10,52 ppm/ppm w zakresie stężeń gazowego siarkowodoru od 0 do 70 ppm, a gazowy siarkowodór był wykrywany aż do stężenia 0,5 ppm . Ta sama grupa badała także zwężający się czujnik oparty na LPFG, funkcjonalizowany foliami kompozytowymi siarczek molibdenu/kwas cytrynowy, do wykrywania gazu siarkowodorowego [114]. Osiągnięto czułość 16,65 pm/ppm. Ponadto grupa Ding opracowała czujnik na bazie LPFG pokryty GO do wykrywania tlenku azotu (NO) w postaci gazu. Powłoki przygotowano techniką zanurzania po obróbce 5% roztworem HNO3. Czujnik NO wykazywał doskonałe właściwości wykrywające w zakresie stężeń NO od 0 do 400 ppm. Xu i in. zaproponowali czujnik oparty na LPFG osadzony z kompozytów GO/octan celulozy do wykrywania amoniaku [115]. Do osadzania tych kompozytów zastosowano metodę chemicznego sieciowania i technikę powlekania zanurzeniowego. Proponowany czujnik amoniaku charakteryzował się doskonałą czułością (98,32 pm/ppm).

Rysunek 12. Obrazy SEM (a) powierzchni bocznej LPFG i (b) przekroju poprzecznego LPFG pokrytego kompozytową membraną. Przedrukowano za zgodą [96].

Ponadto struktury metaloorganiczne (MOF) ze względu na ich doskonałe właściwości w postaci przestrajalnej porowatości, dużej powierzchni wewnętrznej i funkcjonalności organicznej są szeroko stosowane do funkcjonalizowania czujników opartych na LPFG do wykrywania gazów i innych zastosowań. MOF to hybrydowe nanomateriały krystaliczne złożone z kationów metali i ligandów organicznych [116–118]. Metody funkcjonalizacji włókien optycznych za pomocą MOF skupiają się głównie na krystalizacji in situ [119,120]. Grupa Korposha opracowała czujnik pary organicznej na bazie LPFG funkcjonalizowany błonami zeolitowymi imidazolowymi-8 (ZIF-8) ​​[121]. Jak pokazano na rysunku 13a, folie ZIF-8 osadzono na powierzchni LPFG przy użyciu techniki krystalizacji in situ. Widmo transmisji LPFG monitorowano podczas każdego etapu modyfikacji. Jednolitą grubość ZIF-8 pokazano na obrazach SEM na rysunku 13b. Ostatecznie zaproponowany czujnik miał czułość 0.015 ± {{20}},001 i 0,018 ± 0,0015 nm/ppm oraz LOD 6,67 i 5,56 ppm odpowiednio dla acetonu i etanolu w [98]. Ta sama grupa wyprodukowała czujnik dwutlenku węgla (CO2) na bazie LPFG, zmodyfikowany cienką warstwą HKUST-1, wykorzystując krystalizację in situ i technikę LbL [99]. Wykrywanie CO2 przeprowadzono przy LOD wynoszącym 401 ppm. Co więcej, MOF można również wykorzystać jako potencjalne matryce do integracji enzymów [122]. Zhu i in. podali, że LPFG pokryto LPFG za pomocą krystalizacji in situ [100]. Uzyskano czułość wykrywania glukozy wynoszącą 0,5 nm/mm w zakresie 1–8 mM.

5. Odblaskowe czujniki oparte na LPFG

Ponieważ czujnik oparty na LPFG może łączyć światło z podstawowego trybu rdzenia z trybami płaszcza propagującymi do przodu, wytwarza zatem zestaw rezonansowych pasm tłumienia skupionych na dyskretnych długościach fal w widmie transmisji. Jedną z cech charakterystycznych czujników opartych na LPFG jest ich działanie w trybie transmisji, co jest niewygodne w niektórych zastosowaniach biologicznych, gdy trzeba je umieścić w fiolce/probówce. Z punktu widzenia miniaturyzacji port emisji światła i port odbioru sygnału muszą być rozmieszczone na tej samej ścianie. Ponadto wrażliwość na zginanie może zakłócać przesyłany sygnał optyczny [123]. Dlatego też istnieją pewne prace, w których działanie w trybie transmisji LPFG jest przekształcane w działanie w trybie odbicia. Swart, PL zaproponował jednosondowy interferometr Michelsona oparty na LPFG, w którym przesunięcie fazowe interferometru zależy od RI otoczenia [124]. Kim DW opracował także sondę jednowłóknową opartą na dwóch interferometrach: LPFG w trybie odbicia do wykrywania RI i wewnętrzny interferometr Fabry’ego-Perota do pomiaru temperatury [125]. Chociaż czujnik interferometru oparty na LPFG działał w trybie odbicia, całkowita długość czujnika może wynosić co najmniej 4 ~ 5 cm ze względu na charakter interferometru [124,126], który był niewygodny w detekcji in vivo. Jiang i in. opracowali kompaktowy odblaskowy czujnik LPFG, powlekając folią aluminiową tylko końcową ściankę okładziny, a następnie odzwierciedlając tylko tryby okładziny [127]. Długość proponowanego urządzenia wynosiła zwykle 0,5 ~ 3 cm, czyli tyle samo, co konwencjonalny czujnik oparty na LPFG. Zastosowano jednak złożony proces powlekania. Rana S. i in. zastosował opłacalną metodę powlekania pędzlem przy użyciu dostępnej pasty srebrnej, aby zrealizować odblaskowy czujnik LPFG. Opracowane urządzenie wykonano ze współczynnikiem czułości temperaturowej wynoszącym 0,046 nm/◦C w zakresie od 23 ◦C do 200 ◦C [128]. W [129] wyprodukowano odblaskowy czujnik oparty na LPFG z lustrem pętlowym z włókna Sagnaca (SFLM) do pomiaru RI i temperatury. Za pomocą tego urządzenia można uzyskać jednoczesny pomiar RI i temperatury ze względu na różną wrażliwość na RI i temperaturę LPFG i SFLM. Innym nieuniknionym problemem czujników odblaskowych opartych na LPFG jest generowanie niepożądanych pasm interferometrycznych, które nakładają się na pasma tłumienia LPFG [130,131]. Niektóre skuteczne podejścia skupiają się na precyzyjnym przycinaniu na końcu LPFG [123] lub polerowaniu po przycinaniu [132] w celu uzyskania unikalnego pasma tłumienia. W [123], jak pokazano na rysunku 14, koniec siatki został precyzyjnie rozcięty i pokryty warstwą odblaskową. W celu zwiększenia czułości SRI tego urządzenia, na powierzchni włókna zmodyfikowano nakładkę HRI z polistyrenu ataktycznego. Następnie na włókno nałożono kwas poli(metakrylan metylu)-kometakrylowy w postaci biofunkcyjnej warstwy, która kowalencyjnie unieruchamia bioreceptor. Wykrywanie -laktamaz klasy C uzyskano do stężenia rzędu kilkudziesięciu nM w buforze PBS.

Rysunek 14. (a) Schematyczny widok końcowego przetwornika odblaskowego LPFG; b) eksperymentalna i numeryczna czułość SRI; (c) zdjęcie przedstawiające opracowaną w tej pracy odblaskową sondę biosensorową LPFG. Przedrukowano za zgodą [123]. Prawa autorskie © 2016 Elsevier BV

Villar ID i in. [133] zaproponowali prostszy sposób uzyskania pojedynczego pasma tłumienia; koniec światłowodu został pokryty srebrnym lustrem, które mogło absorbować moc przenoszoną przez tryby płaszcza. Co ciekawsze, Dey TK i in. [101] usunęli część LPFG w dowolnym miejscu, bez konieczności precyzyjnego cięcia lub polerowania. Niepożądane pasma rezonansowe można usunąć, dostosowując PMC trybu okładzinowego; skorzystało to również na zwiększeniu czułości RI tego urządzenia. Ostatecznie uzyskano czułość RI ~1300 nm/RIU.

6. Wnioski

W tym przeglądzie podkreślono podstawową zasadę działania czujników opartych na LPFG oraz mechanizmy ich uwrażliwiania i zwiększania czułości w zastosowaniach chemicznych i biomedycznych. Podstawową zasadą biosensorów opartych na LPFG jest to, że zmiany SRI można przekształcić w pomiar przesunięcia długości fali rezonansowej lub zmiany strat transmisji. Aby zwiększyć czułość biosensorów opartych na LPFG w zastosowaniach chemicznych i biomedycznych, w niedawno opublikowanych raportach przyjęto dwie główne metodologie. Jednym z nich jest zaprojektowanie LPFG pracującego w DTP lub w jego pobliżu, co można zrealizować poprzez dostrojenie okresu siatki, średnicy płaszcza lub grubości warstwy funkcjonalnej. Metodologia ta ma dobrą skuteczność w wykrywaniu immunoglobulin, bakterii, DNA i innych celów. Drugim jest efekt MT, który można uzyskać poprzez pokrycie powierzchni okładziny włóknistej odpowiednią grubością materiałów HRI. Udowodniono, że metodologia ta dobrze sprawdza się w wykrywaniu gazów organicznych (np. metanu i butanu) oraz białek (np. biotynylowanego BSA, białka C-reaktywnego). W artykule omówiono także kombinację tych strategii. Z drugiej strony funkcjonalizacja biosensorów opartych na LPFG jest niezbędnym krokiem w celu osiągnięcia specyficznego wykrywania. Jak pokazano w Tabeli 2, podsumowujemy kilka powszechnych metod funkcjonalizacji odpowiadających różnym rodzajom receptorów. Silanizację APTES zwykle stosuje się do kowalencyjnego wiązania przeciwciał lub enzymów. Dalsza funkcjonalizacja za pomocą GO może zapewnić urządzeniu możliwość kowalencyjnego wiązania większej liczby rodzajów receptorów ze względu na liczne grupy funkcyjne GO. Ponadto w tym artykule omówiono także montaż LbL, metodę niekowalencyjnej funkcjonalizacji. Zaletą tej metody jest to, że jest wygodniejsza i umożliwia precyzyjną kontrolę grubości warstwy funkcjonalnej. Metodę tę zastosowano do osadzania polielektrolitów w celu wykrywania zasolenia i pH, a także wykrywania jonów, gazów i bakterii. Dokonano także przeglądu innych metod funkcjonalizacji (np. powlekania zanurzeniowego i technik krystalizacji in situ). Ponadto wprowadzono także czujniki odblaskowe oparte na LPFG. Chociaż zademonstrowane LPFG w konfiguracjach odbicia wykazują mniejszą czułość, można je wprowadzić do fiolki/probówki, co jest wygodniejsze i praktyczne ze względu na ich zastosowania chemiczne lub biomedyczne. W tym przeglądzie wykazano, że LPFG jest obiecującą platformą czujnikową do zastosowań chemicznych i biomedycznych. Znaczącym przyszłym kierunkiem powinno być wykorzystanie innowacyjnych materiałów powłokowych i metod funkcjonalizacji w celu wykrycia większej liczby rodzajów biomolekuł. Ponadto w czujnikach opartych na LPFG należy wykorzystać nieodłączną zdolność multipleksowania OFBS w celu uzyskania pomiarów wieloparametrowych lub wieloobiektowych poprzez zapisanie różnych siatek w tym samym urządzeniu. W złożonych środowiskach pomiarowych należy skoncentrować więcej wysiłków na ograniczeniu lub wyeliminowaniu wpływu czułości krzyżowej (np. temperatury, odkształcenia) czujników opartych na LPFG.

cistanche tubulosa – poprawiają układ odpornościowy

Bibliografia

1. Mittal, S.; Kaur, H.; Gautam, N.; Mantha, AK Biosensory do diagnostyki raka piersi: przegląd receptorów, przetworników i strategii wzmacniania sygnału. Biosens. Bioelektron. 2017, 88, 217–231. [CrossRef] [PubMed]

2. Mehrotra, P. Biosensory i ich zastosowania – przegląd. J. Oral Biol. Craniofac. Rozdzielczość 2016, 6, 153–159. [Odniesienie]

3. Polley, N.; Basak, S.; Hass, R.; Pacholski, C. Światłowodowe czujniki plazmoniczne: Zapewnienie czułych platform biosensorowych przy minimalnym sprzęcie laboratoryjnym. Biosens. Bioelektron. 2019, 132, 368–374. [Odniesienie]

4. Roriz, P.; Silva, S.; Frazão, O.; Novais, S. Światłowodowe czujniki temperatury i ich zastosowania biomedyczne. Czujniki 2020, 20, 2113. [CrossRef]

5. Esposito, F.; Srivastava, A.; Sansone, L.; Giordano, M.; Campopiano, S.; Iadicicco, A. Bezetykietowe biosensory oparte na długoterminowych siatkach światłowodowych: przegląd. IEEE Sens. J. 2021, 21, 12692–12705. [Odniesienie]

6. Wen, H.-Y.; Huang, C.-W.; Li, Y.-L.; Chen, J.-L.; Tak, Y.-T.; Chiang, CC.-C. Lampowy detektor biosensorowy w kształcie litery U dla mikroRNA. Czujniki 2020, 20, 1509. [CrossRef]

7. Chen, K.-C.; Li, Y.-L.; Wu, C.-W.; Chiang, CC.-C. Czujnik glukozy wykorzystujący sondę światłowodową w kształcie litery U z nanocząsteczkami złota i oksydazą glukozową. Czujniki 2018, 18, 1217. [CrossRef]

8. Liu, J.; Xing, Y.; Zhou, X.; Chen, GY; Shi, H. Ukośne promienie arkusza świetlnego wzmocnione światłowodowym fluorescencyjnym czujnikiem odpornościowym w kształcie litery U dla Microcystin-LR. Biosens. Bioelektron. 2021, 176, 112902–112908. [Odniesienie]

9. Chen, L.; Leng, Y.-K.; Liu, B.; Liu, J.; Wan, SP.; Wu, T.; Yuan, J.; Shao, L.; Gu, G.; Fu, YQJS; i in. Biosensor światłowodowy o bardzo wysokiej czułości, pozbawiony etykiet, oparty na stożkowym łączniku jednomodowym, bez rdzenia, do wykrywania Staphylococcus aureus. Siłowniki Sens. B Chem. 2020, 320, 128283. [Odn. krzyżowe]

10. Kumar, R.; Leng, Y.; Liu, B.; Zhou, J.; Shao, L.; Yuan, J.; Wentylator, X.; Wan, S.; Wu, T.; Liu, JJB Bioelectronics, Ultraczuły biosensor oparty na interferometrze wzmocnionym mikrosferami magnetycznymi z mikrofibry. Biosens. Bioelektron. 2019, 145, 111563. [Odn. krzyżowe]

11. Quero, G.; Crescitelli, A.; Paladino, D.; Consales, M.; Buosciolo, A.; Giordano, M.; Cutolo, A.; Cusano, A. Siatka światłowodowa o długim okresie zanikania w światłowodach w kształcie litery D do wykrywania współczynnika załamania światła o wysokiej czułości. Siłowniki Sens. B Chem. 2011, 152, 196–205. [Odniesienie]

12. Jang, HS; Park, KN; Kim, JP; Sim, SJ; Kwon, Dz.U.; Han, Y.-G.; Lee, KS Sensitive Biosensor DNA oparty na siatce o długim okresie czasu utworzonej na polerowanej bocznie powierzchni włókna. Optować. Ekspres 2009, 17, 3855–3860. [CrossRef] [PubMed]

13. Bekmurzajewa, A.; Dukenbajew, K.; Shaimerdenova, M.; Bekniyazov, I.; Ayupova, T.; Sypabekova, M.; Molardi, C.; Tosi, D. Biosensor z trawioną siatką Bragga funkcjonalizowany za pomocą aptamerów do wykrywania trombiny. Czujniki 2018, 18, 4298. [CrossRef] [PubMed]

14. Sypabekova, M.; Korganbajew, S.; González-Vila, Á.; Caucheteur, C.; Shaimerdenova, M.; Ayupova, T.; Bekmurzajewa, A.; Vangelista, L.; Tosi, D. Funkcjonalny, trawiony, pochylony aptasensor z siatką Bragga do wykrywania białek bez znaczników. Biosens. Bioelektron. 2019, 146, 111765. [Odn. krzyżowe]

15. Lobry, M.; Fasseaux, H.; Loyez, M.; Cha, K.; Goormaghigh, E.; Wattiez, R.; Chiavaioli, F.; Caucheteur, C. Bioczujniki plazmoniczne z siatką światłowodową demodulowane przez przecięcie obwiedni widmowych. J. Światło. Techn. 2021, 39, 7288–7295. [Odniesienie]

16. Celebańska, A.; Chiniforooshan, Y.; Janik, M.; Mikulić, P.; Sellamuthu, B.; Perreault, J.; Bock, WJ Bioinspirowana węglowodanami dekorowana kratka z włókien o długim okresie działania do wykrywania bakterii bez etykiet. IEEE Sens. J. 2019, 19, 11965–11971. [Odniesienie]

17. Xiao, P.; Słońce, Z.; Huang, Y.; Lin, W.; Ge, Y.; Xiao, R.; Li, K.; Li, Z.; Lu, H.; Yang, M.; i in. Opracowanie optycznego czujnika immunologicznego z mikrofibry do analizy antygenów specyficznych dla prostaty przy użyciu siatki dyfrakcyjnej wysokiego rzędu o długim okresie. Optować. Ekspres 2020, 28, 15783–15793. [Odniesienie]

18. Shu, X.; Zhang, L.; Bennion, I. Charakterystyka czułości długoterminowych siatek światłowodowych. J. Światło. Techn. 2002, 20, 255–266.

19. Pilla, P.; Trono, C.; Baldini, F.; Chiavaioli, F.; Giordano, M.; Cusano, A. Gigantyczna czułość siatek długookresowych w trybie przejściowym w pobliżu punktu zwrotnego dyspersji: zintegrowane podejście do projektowania. Optować. Łotysz. 2012, 37, 4152–4154. [Odniesienie]

20. Zuppolini, S.; Quero, G.; Consales, M.; Diodato, L.; Vaiano, P.; Venturelli, A.; Santucci, M.; Spyrakis, F.; Costi, poseł; Giordano, M.; i in. Opcja światłowodu bez etykiet do wykrywania laktamaz klasy C wyrażanych przez bakterie lekooporne. Biomed. Optować. Ekspres 2017, 8, 5191–5205. [Odniesienie]

21. Chiavaioli, F.; Janner, D. Wykrywanie światłowodów z rezonansami w trybie stratnym: zastosowania i perspektywy. J. Światło. Techn. 2021, 39, 3855–3870. [Odniesienie]

22. Lin, Y.-C.; Chen, L.-Y. Subtelne zastosowanie rezonansu w trybie stratnym indukowanym polem elektrycznym w celu zwiększenia wydajności optycznego biosensora planarnego falowodu. Bioczujniki 2021, 11, 86. [CrossRef] [PubMed]

23. Wang, W.; Mai, Z.; Chen, Y.; Wang, J.; Li, L.; Su, Q.; Li, X.; Hong, X. Wolny od etykiet biosensor światłowodowy SPR do specyficznego wykrywania białka C-reaktywnego. Nauka. 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. Długookresowy czujnik siatek światłowodowych z funkcjonalizacją glutationu, oparty na powierzchniowym rezonansie plazmonowym do wykrywania jonów As3+. Nanotechnologia 2021, 32, 485501. [CrossRef]

25. Chalyan, T.; Przewodnik, R.; Pasquardini, L.; Zanetti, M.; Falke, F.; Schreuder, E.; Heideman, RG; Pederzolli, C.; Pavesi, L. Asymetryczne biosensory oparte na interferometrze Macha – Zehndera do wykrywania aflatoksyny M1. Biosensory 2016, 6, 1. [CrossRef]

26.Janik, M.; Brzozowska, E.; Czyszczo ´n, P.; Celeba’nska, A.; Koba, M.; Gamian, A.; Bock, WJ; „Smietana, M. Aptasensor światłowodowy do wykrywania bakterii bez etykiet w małych objętościach. Siłowniki Sens. B Chem. 2021, 330, 129316. [Odn. krzyżowe]

27. Liu, Q.; Mam, Z.; Wu, Q.; Wang, W. Czujnik biochemiczny oparty jest na włóknie fotonicznym z ciekłym rdzeniem wypełnionym złotem, srebrem i aluminium. Optować. Technologia laserowa. 2020, 130, 106363. [Odn. krzyżowe]

28. Mahfuz, MA; Hossain, MA; Haque, E.; Hai, NH; Namihira, Y.; Ahmed, F. Pokryty bimetalem, plazmoniczny czujnik współczynnika załamania światła na bazie światłowodu fotonicznego o niskiej stracie propagacji. Czujniki 2019, 19, 3794. [CrossRef]

29. Consales, M.; Quero, G.; Spaziani, S.; Książę, M.; Micco, A.; Galdi, V.; Cutolo, A.; Cusano, A. Biosensory laboratoryjne o wzmocnionej powierzchni metasurface. Laser Photonics Rev. 2020, 14, 2000180. [CrossRef]

30. Manago, S.; Quero, G.; Zito, G.; Tullii, G.; Galeotti, F.; Pisco, M.; De Luca, AC; Cusano, A. Dopasowywanie optrod SERS w laboratorium na włóknie do celów biologicznych o różnych rozmiarach. Siłowniki Sens. B Chem. 2021, 339, 129321. [Odn. krzyżowe]

31. Marco, P.; Francesco, G.; Giorgio, G.; Giuseppe, Q.; Andrea, C. Samoorganizujące się okresowe wzory na końcówce światłowodu za pomocą układów mikrosfer. W materiałach z 24. Międzynarodowej Konferencji na temat czujników światłowodowych, Kurytyba, Brazylia, 28 września – 2 października 2015 r.; P. 96341N.

32. Badmos, AA; Słońce, Q.; Słońce, Z.; Zhang, J.; Yan, Z.; Łucyk, P.; Rozhin, A.; Zhang, L. Enzymatycznie funkcjonalizowana cienkopowłokowa, długookresowa siatka włóknista w trybie przejściowym w punkcie zwrotnym dyspersji do wykrywania poziomu cukru i glukozy. J. Biomed. Optować. 2017, 22, 027003. [Odn.Krzyż]

33. Heidemann, BR; Chiamenti, I.; Oliveira, MM; Muller, M.; Fabris, JL funkcjonalizowana krata długookresowa — czujnik światłowodowy plazmonowy stosowany do wykrywania glifosatu w wodzie. J. Światło. Techn. 2018, 36, 863–870. [Odniesienie]

34. Kanka, J. Projektowanie siatek długookresowych z punktem zwrotnym we włóknie fotonicznym do refraktometrii gazów. Siłowniki Sens. B Chem. 2013, 182, 16–24. [Odniesienie]

35. Gu, Z.; Xu, Y.; Gao, K. Siatka światłowodowa długookresowa z powłoką zolgelową do czujnika gazu. Optować. Łotysz. 2006, 31, 2405–2407. [Odniesienie]

36. Wei, W.; Nong, J.; Zhang, G.; Tang, L.; Jiang, X.; Chen, N.; Luo, S.; Lan, G.; Zhu, Y. Grafenowy, długookresowy czujnik rezonansu plazmonowego z powierzchnią siatki światłowodowej do bardzo czułego wykrywania gazu. Czujniki 2017, 17, 2. [CrossRef]

37. Tan, S.-Y.; Lee, Karolina Południowa; Kuramitz, H.; Abd-Rahman, F. Nowatorski, hybrydowy, długookresowy system czujników dyfuzyjnych z siatką włóknistą i gradientem dyfuzyjnym w cienkowarstwowych czujnikach do wykrywania jonów rtęci (II) w wodzie. Optik 2019, 194, 163040. [CrossRef]

38. Wang, J.-N. Mikroprzepływowa platforma czujników długookresowych z siatką światłowodową do pomiaru stężenia jonów chlorkowych. Czujniki 2011, 11, 8550–8568. [Odniesienie]

39. Gan, W.; Xu, Z.; Li, Y.; Bi, W.; Chu, L.; Qi, Q.; Yang, Y.; Zhang, P.; Gan, N.; Dai, S.; i in. Szybkie i czułe wykrywanie Staphylococcus aureus za pomocą długotrwałego immunosensora siatkowego pokrytego przeciwciałem z żółtka jaja. Biosens. Bioelektron. 2022, 199, 113860. [Odn. krzyżowe]

40. Vengsarkar, AM; Lemaire, PJ; Judkins, J.B.; Bhatia, V.; Erdogan, T.; Sipe, JE Długookresowe siatki włókniste jako filtry pasmowe. J. Światło. Techn. 1996, 14, 58–65. [Odniesienie]

41. Patrick, HJ; Kersey, AD; Bucholtz, F. Analiza reakcji długookresowych siatek włóknistych na zewnętrzny współczynnik załamania światła. J. Światło. Techn. 1998, 16, 1606–1612. [Odniesienie]

42. Chiavaioli, F.; Biswas, P.; Trono, C.; Bandyopadhyay, S.; Giannetti, A.; Tombelli, S.; Basumalick, N.; Dasgupta, K.; Baldini, F. W stronę czułego, pozbawionego etykiet immunosensorowania za pomocą długoterminowych siatek światłowodowych z punktem zwrotnym. Biosens. Bioelektron. 2014, 60, 305–310. [CrossRef] [PubMed]

43. Marques, L.; Hernandez, Floryda; James, SW; Morgana, SP; Clark, M.; Tatam, Republika Południowej Afryki; Korposh, S. Bardzo czuły biosensor światłowodowy o długim okresie okresu zakotwiczony nanocząsteczkami złotej powłoki z rdzeniem krzemionkowym. Biosens. Bioelektron. 2016, 75, 222–231. [CrossRef] [PubMed]

44. Del Villar, I.; Cruz, JL; Socorro, AB; Corres, JM; Matias, Optymalizacja czułości IR z trawionymi okładzinami siatkami z włókien długookresowych w punkcie zwrotnym dyspersji. Optować. Ekspres 2016, 24, 17680–17685. [Odniesienie]

45. Dandapat, K.; Tripati, SM; Chinifooroshan, Y.; Bock, WJ; Mikulic, P. Kompaktowy i ekonomiczny, niewrażliwy na temperaturę bioczujnik oparty na siatkach światłowodowych o długim okresie działania, do dokładnego wykrywania bakterii E. coli w wodzie. Optować. Łotysz. 2016, 41, 4198–4201. [Odniesienie]

46. ​​Liu, C.; Cai, Q.; Xu, B.; Zhu, W.; Zhang, L.; Zhao, J.; Chen, X. Długookresowa siatka funkcjonalizowana tlenkiem grafenu dla ultraczułego, pozbawionego znaczników immunosensorowania. Biosens. Bioelektron. 2017, 94, 200–206. [Odniesienie]

47. Dey, TK; Tombelli, S.; Biswas, P.; Giannetti, A.; Basumalick, N.; Baldini, F.; Bandyopadhyay, S.; Trono, C. Analiza trybu okładzin najniższego rzędu długoterminowych siatek światłowodowych w pobliżu punktu zawrócenia. J. Światło. Techn. 2021, 39, 4006–4012. [Odniesienie]

48. Dey, TK; Tombelli, S.; Biswas, P.; Giannetti, A.; Basumalick, N.; Baldini, F.; Bandyopadhyay, S.; Trono, C. Bezetykietowe immunosensowanie za pomocą długoterminowych siatek światłowodowych w trybie płaszcza najniższego rzędu i w pobliżu punktu zwrotnego. Optować. Technologia laserowa. 2021, 142, 107194. [Odn.Krzyż]

49. Yang, J.; Zhou, L.; Huang, J.; Tao, C.; Li, X.; Chen, W. Zwiększanie czułości długookresowej siatki światłowodowej w trybie przejściowym jako czujnika metanu przy użyciu osadzania nakładki z poliwęglanu / kryptofanu A o wysokim współczynniku załamania światła. Siłowniki Sens. B Chem. 2015, 207, 477–480. [Odniesienie]

50. Esposito, F.; Zotti, A.; Ranjan, R.; Zuppolini, S.; Borriello, A.; Campopiano, S.; Zarrelli, M.; Iadicicco, A. Jednostronna, długookresowa krata z włókien pokryta cienką warstwą polistyrenu do wykrywania gazu butanowego. J. Światło. Techn. 2018, 36, 825–832. [Odniesienie]

51. Esposito, F.; Sansone, L.; Taddei, C.; Campopiano, S.; Giordano, M.; Iadicicco, A. Ultraczuły biosensor oparty na siatce długookresowej pokrytej wielowarstwową poliwęglanowo-tlenkiem grafenu. Siłowniki Sens. B Chem. 2018, 274, 517–526. [Odniesienie]

52. Pietrzyska, M.; Dominik, M.; Kosiel, K.; Janczuk-Richter, M.; Szot-Karpi ´ska, K.; Brzozowska, E.; Shao, L.; Niedziółka-Jonsson, J.; Bock, WJ; „Smietana, M. Ultraczułe, długookresowe siatki pokryte nanotlenkiem tantalu do wykrywania różnych celów biologicznych. Biosens. Bioelektron. 2019, 133, 8–15. [Odniesienie]

53. Saha, N.; Kumar, A. Bardzo czuły czujnik współczynnika załamania światła oparty na przejściu modu w falowodzie grzbietowym o długim okresie rezonansu z wpisaną siatką. J. Światło. Techn. 2019, 37, 5576–5582. [Odniesienie]

54. Li, Z.; Zhu, H. Wykrywanie wydajności modów falowodów powierzchniowych wzbudzonych w długookresowej siatce światłowodowej z nanopowłokami złoto-krzem. Optować. Łotysz. 2021, 46, 266–269. [CrossRef] [PubMed]

55. Esposito, F.; Srivastava, A.; Sansone, L.; Giordano, M.; Campopiano, S.; Iadicicco, A. Zwiększenie czułości w siatkach długookresowych poprzez przejście modowe w niepowlekanych włóknach z podwójnym płaszczem. IEEE Sens. J. 2020, 20, 234–241. [Odniesienie]

56. Esposito, F.; Sansone, L.; Srivastava, A.; Baldini, F.; Campopiano, S.; Chiavaioli, F.; Giordano, M.; Giannetti, A.; Iadicicco, A. Krata długookresowa z włókna o podwójnym płaszczu pokryta tlenkiem grafenu jako wysokowydajna platforma optyczna do biodetekcji. Biosens. Bioelektron. 2021, 172, 112747. [CrossRef] [PubMed]

57. Esposito, F.; Sansone, L.; Srivastava, A.; Cusano, AM; Campopiano, S.; Giordano, M.; Iadicicco, A. Bezetykietowe wykrywanie witaminy D metodą biosensoryzacji optycznej w oparciu o długookresową siatkę światłowodową. Siłowniki Sens. B Chem. 2021, 347, 130637. [Odn. krzyżowe]

58. Śmietana, M.; Koba, M.; Brzozowska, E.; Krogulski, K.; Nakonieczny, J.; Wachnicki, L.; Mikulić, P.; Godlewski M.; Bock, WJ Bez etykiet czułość siatek długookresowych wzmocniona przez nanonakładki TiO2 osadzone warstwą atomową. Optować. Ekspres 2015, 23, 8441–8453. [Odniesienie]

59. „Smietana, M.; Koba, M.; Mikulić, P.; Bock, WJ Połączone trawienie włókien na bazie plazmy i osadzanie nanopowłoki węglowej podobnej do diamentu w celu zwiększenia czułości siatek długookresowych. J. Światło. Techn. 2016, 34, 4615–4619. [Odniesienie]

60. Del Villar, I. Czujniki o ultrawysokiej czułości oparte na cienkowarstwowych siatkach długookresowych o zmniejszonej średnicy, w trybie przejściowym i w pobliżu punktu zwrotnego dyspersji. Optować. Ekspres 2015, 23, 8389–8398. [Odniesienie]

61. Zou, F.; Liu, Y.; Mou, C.; Zhu, S. Optymalizacja czułości współczynnika załamania światła w długookresowych siatkach światłowodowych powlekanych nanofilmami w pobliżu punktu zwrotnego dyspersji. J. Światło. Techn. 2020, 38, 889–897. [Odniesienie]

62. Shu, X.; Zhu, X.; Wang, Q.; Jiang, S.; Shi, W.; Huang, Z.; Huang, DJEL Podwójne piki rezonansowe trybu płaszcza LP015 w siatkach długookresowych. Elektron. Lett 1999, 35, 649–651. [Odniesienie]

63. Biswas, P.; Basumalick, N.; Bandyopadhyay, S.; Dasgupta, K.; Ghosh, A.; Bandyopadhyay, S. Zwiększanie czułości kratek długookresowych z punktem obrotu poprzez dostrojenie początkowego stanu sprzężenia. IEEE Sens. J. 2015, 15, 1240–1245. [Odniesienie]