Hosszú távú szálas rácsérzékelők vegyi és orvosbiológiai alkalmazásokhoz

Absztrakt: Az optikai szálas bioszenzorokat (OFBS) egyre gyakrabban javasolják a hagyományos érzékelőkkel szembeni belső előnyeik miatt, ideértve kompaktságukat, lehetséges távirányítójukat és elektromágneses interferenciával szembeni ellenálló képességüket. Ez az áttekintés szisztematikusan bemutatja a hosszú periódusú szálrácsokon (LPFG) alapuló OFBS fejlesztéseit kémiai és orvosbiológiai alkalmazásokhoz a tervezés és a funkcionalizálás szempontjából. Az ilyen érzékelők érzékenysége növelhető, ha az eszközt úgy tervezzük, hogy a diszperzió fordulópontjában vagy annak közelében működjön, az üzemmódváltás körüli munkavégzéssel vagy ezek kombinációjával. Ezen túlmenően számos általánosan elterjedt funkcionalizálási módszert részletesen összefoglalunk, mint például az 3-aminopropil-trietoxiszilán (APTES) szilanizálás és a grafén-oxid (GO) funkcionalizálás kovalens immobilizálása, valamint a rétegenkénti összeállítás módszerének nem kovalens immobilizálása. Sőt, különböző konfigurációjú, fényvisszaverő LPFG-alapú érzékelőket is bemutattak. Ennek a munkának az a célja, hogy átfogó megértést nyújtson az LPFG-alapú bioszenzorokról, és javasoljon néhány jövőbeli feltárási irányt.

cistanche tubulosa – erősíti az immunrendszert

Kulcsszavak: bioszenzorok; optikai szál érzékelő; hosszú élettartamú rostrácsok; érzékenység fokozása; funkcionalizálási módszer

1. Bemutatkozás

A bioszenzorok a kémia és a biomassza hatékony és pontos kimutatása révén döntő szerepet játszanak a környezet és az emberi egészség monitorozásában. A bioszenzor általában két fő komponensből áll: egy bioreceptorból és egy transzducerből [1]. A bioszenzor tervezésénél kulcsfontosságú technológiai lépés a biológiai célpontnak megfelelő érzékeny anyag kiválasztása. A keletkező vegyületek tulajdonságait figyelembe véve további fontos lépés a transzducer kiválasztása a biológiai célpont és a bioreceptor közötti molekuláris kölcsönhatás által okozott kémiai vagy fizikai változások alapján. A felismerési folyamat során a fény, hő és vegyi anyagok termelése vagy felhasználása mérhető jelekké alakul [2]. Ezen mechanizmusok szerint lehet kiválasztani a megfelelő jelátalakítót. A felismerési folyamatok által generált információ sokrétű; ezért az elektrokémián, termotikán és optikán alapuló érzékelőket alaposan tanulmányozták. Az optikai érzékelőket, különösen az optikai szálakon alapulóakat, egyre gyakrabban javasolják a kémiai és az orvosbiológiai alkalmazásokban, a hagyományos érzékelőkkel szembeni belső előnyeik miatt. Az optikai szálas bioszenzorok (OFBS) általában kompaktak és kis méretűek [3], így minimális mintamennyiséggel működnek. Ezenkívül az OFBS-ek multiplexelésre is képesek, immunisak az elektromágneses interferenciára [4], és távirányíthatóak. Az OFBS-ről szóló publikációk száma is folyamatosan nőtt az elmúlt két évtizedben (ahogy az 1. ábrán látható). Az OFBS tipikus működési elve a szál felületén lévő biológiai célpont megkötéséből származó környező törésmutató (SRI) változásának monitorozásán alapul, ami a detektálható spektrum megváltozásához vezet [5]. Az SRI-vel szembeni érzékenységük fokozása érdekében az OFBS-eket általában mikrostruktúrákká alakítják, és geometriailag módosítják, hogy az érzékelési területen erős eltávolodási mezőt hozzanak létre.

A cistanche tubulosa előnyei- erősíti az immunrendszert

Ilyen eszközök például az U-alakú és kúpos optikai szálak [6–10], a D-alakú optikai szálak [11,12], a maratott vagy döntött szálas Bragg-rácsok (FBG-k) [13–15], a hosszú idejű szálas rácsok ( LPFG-k) [16–20], veszteséges módusú rezonanciák (LMR) [21,22], felszíni plazmonrezonancia (SPR) [23,24] Mach–Zehnder interferométerek (MZI) [25,26], fotonikus-kristályos szál (PCF) ) [27,28] és Lab-on-Fiber eszközök [29–31]. Ezek közül egyes geometriailag módosított szálaknak teljesen vagy részben el kell távolítaniuk a burkolatot, ami befolyásolja az optikai szálak robusztusságát, ami egy olyan tulajdonság, amelyet a gyakorlati alkalmazások során figyelembe kell venni. Szerencsére ideális alternatíva ennek a káros műveletnek a elkerülésére az optikai szálon belüli törésmutató moduláció; a rács alapú szál megőrzi robusztus szerkezetét és nagy érzékenységét, különösen az LPFG-ket, amelyeket széles körben használnak a törésmutató-érzékelésben, beleértve a biokémiai molekulaérzékelést [32,33], a gázérzékelést [34–36] és az ionérzékelést [37,38] ].

1. ábra: A publikációk számának növekedése az évek függvényében az OFBS esetében. A Web of Science adatai

Ebben az áttekintésben a tervezés és a funkcionalizálás szempontjából a vegyi és orvosbiológiai alkalmazásokhoz használt LPFG-alapú érzékelőkre összpontosítottunk. Először is, szisztematikusan bevezetik az LPFG-alapú bioszenzorok elvét. Ezután összefoglaljuk az ilyen érzékelők érzékenységének javítására szolgáló számos módszert, és bemutatjuk a biokémia területén történő alkalmazásukat. Továbbá kategorikusan leírjuk egy ilyen érzékelő bioszenzoros alkalmazásait részletesen, több tipikus funkcionalizálási módszer szerint. Végül összefoglaljuk ezt az áttekintést, és javasolunk néhány jövőbeli feltárási irányt.

2. Az LPFG-alapú bioszenzorok elve

Az LPFG az RI periodikus modulációja (általában Λ {0}}–1000 µm periódussal) a szálmagban, amint az a 2. ábrán látható; a moduláció az alapvető mag módból (LP01 mód) a fényt előre terjedő burkolati módokhoz (LP0 m módok, ahol m=2, 3, 4, . . . ) kapcsolhatja, és ezért rezonancia halmazt hoz létre csillapítási sávok, amelyek középpontjában diszkrét hullámhosszok állnak az LPFG átviteli spektrumban [18]. Ezenkívül az LP01 mód és az LP0 m módok effektív terjedési állandói közötti fázisillesztési feltétel kifejezhető a következővel: [39]:

ahol 01 és (m) cl az LP01 mód és az LP0 m módok terjedési állandói. Λ a rácsozási periódus. Az LP01 mód és az LP0 m módok effektív RI-je (neff) a következőkkel fejezhető ki: ne ff ,co= 2 01 π λ és n (m) eff ,clad=(m) cl λ 2π , ill. Ebben az esetben a rezonancia hullámhosszokat (λres) az LP01 mód és az LP0 m módok effektív RI-je határozza meg, és a következő kifejezést kapjuk [40]:

2. ábra: LPFG-n alapuló OFBS sematikus illusztrációja

Egy adott LPFG esetében Λ lehet konstans, és ne ff, co-t a mag és a burkolat RI értéke határozza meg, míg n (m) eff, burkolat a burkolat RI és SRI burkolata közötti különbségtől függ. Ezért a rezonancia karakterisztikát befolyásolja a burkolórégió effektív RI-je, amely a biológiai kimutatás alapelve. Ily módon a rezonancia hullámhosszának eltolódása reprezentálható a szál felületén fellépő molekuláris kölcsönhatás okozta SRI-változásokkal. Természetesen egy LPFG-alapú bioszenzor is elérhető, ha az érzékelőt vegyileg reagáló bevonatokkal látják el, amelyek szelektíven érzékelik a biológiai célpontokat.

3. Az LPFG-alapú bioszenzor RI érzékenységének növelése

Az LPFG alapú bioszenzor tervezésénél a legfontosabb munka az ilyen érzékelők érzékenységének növelésére irányul. Ezenkívül egy részletes vizsgálat azt mutatja, hogy az RI érzékenységen alapuló szenzorok legjobb teljesítménye akkor érhető el, ha az SRI közel van a burkolat RI-hez (azaz 1,44–1,46 RIU) [41]. Megjegyzendő, hogy a legtöbb bioszenzort úgy tervezték, hogy vizes oldatokban (azaz 1,33–1,34 RIU) működjön, ami nagyon különbözik a rostburkolat RI értékétől, ami azt eredményezi, hogy az eszköz alacsony érzékenységet mutat a vizes mintákkal szemben. Ennek a kihívásnak a kezelésére az évek során számos megközelítést javasoltak. Ezeknek a módszereknek az LPFG-alapú bioszenzorokra vonatkozó teljesítményét az 1. táblázat foglalja össze.

1. táblázat: Az LPFG-alapú bioszenzorok javítására szolgáló különböző módszerek összehasonlítása.

1. táblázat Folytatás

3.1. Diszperziós fordulópont

A legnépszerűbb módszer a diszperziós fordulóponton (DTP) vagy annak közelében periódus- és burkolati mód tervezése a fázisillesztési görbe (PMC) szerint, így az előre terjedő magmódot egy magasrendű burkoló móddal kapcsolják össze [62 ]. Amint a 3. ábrán látható, a rácsperiódus és a rezonancia hullámhossz közötti kapcsolatot a PMC mutatja, és a DTP megfigyelhető a PMC-ben minden burkoló mód esetén, ahol a magasabb rendű mód meredeksége pozitívról negatívra változik. a hullámhossz nő. Ennélfogva egy adott rácsozási periódusra a DTP mindkét oldalán két rezonancia hullámhossz egy burkolati módhoz van kapcsolva, kettős csúcsú rezonanciákat képezve. A kettős csúcsok közötti spektrális különbség lehet a mérési paraméter, mivel annak hullámhossza az LPFG-k SRI változásra adott válaszával változik. Korábbi munkánkban [18] elméletileg igazoltuk, hogy az LPFG-k SRI-vel szembeni maximális érzékenysége a DTP-n vagy annak közelében érhető el. Az LPFG-alapú érzékelőket, amelyeket a DTP közelében terveztek, az évek során széles körben használták a biokémiai érzékelés területén, mivel nagy érzékenységük a vizes mintákkal szemben. Megjegyzendő azonban, hogy a szélessávú DTP-érzékelőn alapuló LPFG kettős csúcsú rezonanciákra bomlik, ha az eszközt a levegőnél (azaz víznél) magasabb RI-vel a környező környezetbe merítik. Ebben az esetben a készülék alacsony érzékenységi tényezővel rendelkezhet, amiatt, hogy a rezonancia hullámhossza messze van a DTP-től. A probléma enyhítésére P. Biswas csoportja elméletileg és kísérletileg bebizonyította, hogy az érzékenység fokozható a burkolati mód kezdeti csatolási szilárdságának a DTP-n egy speciális magasabb rendű burkolati módhoz való igazításával [63]. F. Chiavaioli et al. beszámolt egy LPFG-alapú bioszenzorról a DTP közelében, 165 µm rácsperiódussal, az anti-IgG kimutatására [42]. A 4a. ábra az LP0,12 burkolati mód PMC-je és a szálburkolat átmérője közötti függés szimulációs eredményét mutatja. A folytonos fekete vonal a nem maratott szálnak felel meg; a burkolat átmérőjét 1%-os hidrogén-fluorid-oldattal marattuk. A 4b. ábra egy két rezonanciasávval rendelkező LPFG spektrális fejlődését mutatja a maratási folyamat során. A két rezonanciasávú LPFG transzmissziós spektrumát a maratási folyamat előtt (dclad=125 µm) és a maratás során közelebbi sávokkal (dclad=124.6 µm és 124,2 µm) kaphattuk meg. Tovább csökkentve a burkolat átmérőjét 123,8 µm-re, a kettős rezonancia sávokat egyetlen, szélesebb rezonanciasávvá alakították át (azaz a DTP-ig). Ezután eltűnt, ha a burkolat átmérőjét folyamatosan csökkentették. A bioszenzor teljesítményének értékelése során az Eudragit L100 kopolimert alkalmazták kémiailag módosított rétegként, amely szabad karboxil funkciós csoportokat biztosít az IgG rögzítéséhez. A kapott LPFG alapú szenzort humán szérumban végeztük, ahol már 70 µg/L (460 pM) anti-IgG koncentrációt mértünk.

3. ábra. A módusrezonancia hullámhosszának számított változása az LPFG periódussal. (a) M=1 - m=10 módok. (b) M=11 - m=20 módok. (c) M=21 - m=30 módok. A kis körök a görbék lejtésének fordulópontjait határozzák meg, és az LPFG a két szaggatott vonal közötti tartományban mutatja a legnagyobb érzékenységet. Elfogadva: [18]. Creative Commons licenc alatt.

Azon kívül, hogy az LPFG-t a burkolat átmérőjének csökkentésével egy speciális magasabb rendű burkolati módra hangolják a DTP-n, a funkcionális rétegvastagság modulációját is elfogadták. Korposh [43] csoportja egy LPFG-alapú bioszenzort javasolt, amely biotint használ bioreceptorként a streptavidin (SV) kimutatására. Amint az 5. ábrán látható, a szilícium-dioxid mag-aranyhéj nanorészecskéket (SiO2:Au NP-k) rétegenkénti módszerrel vonták be szálakra poli (allil-amin-hidroklorid) (PAH) polikation réteg segítségével. Kényelmes volt a DTP-n működő LPFG alapú bioszenzort rétegről rétegre lerakódási módszerrel hangolni. A SiO2 NP átmérőjét is ellenőriztük, hogy tanulmányozzuk az érzékenységre gyakorolt ​​hatást, és az eredmény azt mutatja, hogy a nagyobb SiO2 NP-k (azaz 300 nm) nagyobb érzékenységet mutattak. Hozzájárulhat a hatékonyabb evaneszcens hullámhoz a 300 nm átmérőjű SiO2 NP-kben. Ezenkívül a nagyobb SiO2 NP-k jobban elősegítették a biotin lerakódását, így fokozva az SV adszorpciós képességét. Végül a legalacsonyabb, 2,5 nM-os mért koncentrációval sikerült kimutatniuk az SV-t, és ez a javasolt szenzor alkalmazható klinikailag releváns fehérjevegyületek megcélzására, csak a ligandum cseréjére.

5. ábra. Egy (PAH/SiO2:Au)2 film LPFG-re történő rétegenkénti lerakódásának sematikus illusztrációja. Elfogadva: [43]. Creative Commons licenc alatt.

Másrészt bebizonyosodott, hogy a DTP közelében a burkolat átmérőjének csökkentésével alacsonyabb rendű burkolási mód is létrejöhet, majd az evanszcens mező erősödése miatt érzékenyebb képesség érhető el [44]. Ennek fényében a közelmúltban érdekes javaslat született egy LPFG legalacsonyabb rendű burkolati módjának (LP0,2 burkolati mód) kialakítására a DTP közelében, hogy nagy érzékenységű eszközt kapjunk [47]. A DTP közelében LPFG-t készítettek, majd a burkolat átmérőjét 20 µm-ig marattuk, amíg az LP0,2 mód meg nem jelenik a DTP közelében. A javasolt eszközt egy zárt áramlású cellába integrálták az 1,333 és 1,3335 RIU közötti SRI-tartományba a tesztelés céljából, ami 8751 nm/SRIU érzékenységet eredményezett. Bár refraktométerként kiváló teljesítményt mutatott, számos releváns tényezőt figyelembe kell venni a tényleges bioérzékelés során. A fentiek alapján ugyanez a csoport fejlesztette ki a fenti eszközt az IgG/antiIgG biokonjugátum párjaként bioszenzoros alkalmazáshoz, 0,16 ng/ml (1,06 pM) kimutatási határt (LOD) érve el [48]. Egyszóval, a DTP-jükhöz vagy annak közelében tervezett LPFG-alapú érzékelőket széles körben alkalmazzák immunglobulinok [42,46,64], baktériumok [16,45,65,66], DNS [67–69] és egyéb kimutatására. célpontok [70–74].

A cistanche-kiegészítés előnyei – az immunitás növelése

3.2. Módátmeneti effektus

Amint azt a bevezetőben említettük, a biokémiai érzékelés az SRI-változások érzékelésével valósul meg, amikor a rácsterületre lerakódott bioreceptor rétegek kölcsönhatásba lépnek a célponttal. Ez az elv alapvetően annak a ténynek köszönhető, hogy a burkoló mód mezőjének egy kis része, az evanszcens mező a szál külseje felé terjed, és kölcsönhatásba lép a külső környezettel, ami n (m) eff, burkolat változást eredményez, ami függ a kölcsönhatási tartomány vastagsága és az evaneszcens mező behatolási mélysége [75]. Az üzemmódváltás (MT) effektust javasolták az LPFG-alapú érzékelők SRI-változásokra való érzékenységének optimalizálására. Ez akkor fordulhat elő, ha a rostburkolat felületét megfelelő vastagságú, magas RI (HRI) anyagokkal vonják be. Del Villar et al. átfogó elméletet és numerikus módszert készítettek irodalmukban [76]. Bebizonyította, hogy a HRI bevonatok módosíthatják az egyik burkolati módot, ami az alacsonyabb rendű (azaz magasabb effektív törésmutatójú) burkolatvezérelt módok közötti átmenetet eredményezi a bevonatvezérelt módok között, és ezentúl megváltoztatja n (m) eff, burkolat, amely felhasználható az érzékelők érzékenységének növelésére. Ugyanebben az évben Andrea Cusano et al. kísérletileg megerősítette a burkolati módok újraeloszlását a nanoméretű HRI bevonatok egyenletes felvitelével az LPFG mentén, és ezek hatását az RI érzékenységre [77]. Ezt megvilágítva Yang et al. [49] LPFG-alapú metánérzékelőt állítottak elő, amely MT-ben dolgozott polikarbonát (PC)/kriptofán A HRI fedőréteggel történő bevonásával. Automatikus bemerítési technikával hangolták be az érzékelő munkapontját az MT régióban (bulk RI). érzékenysége 3,56 × 103 nm/RIU). A metán kimutatását nagy, 2,5 nm/%-os érzékenységgel és 0,2 % (v/v) LOD-val végeztük. Esposito csoportja egy egyvégű, LPFG-alapú szenzorról számolt be butángáz detektálására, amelyet nanoméretű ataktikus polisztirol HRI-fedővel módosítottak [50]. A rétegvastagság tartomány optimalizálásával az eszköz munkapontja az MT régión belül hangolható volt. A butángőz kimutatását 1,0 térfogat%-ig terjedő koncentrációban végeztük, ami 2,2 nm/tf% érzékenységet eredményezett, és a robbanási határértéknél egytized butánkoncentrációt is képes volt kimutatni. Ugyanez a kutatócsoport készített egy többrétegű szerkezetű LPFG-alapú érzékelőt is; a szerkezeti diagram a 6a [51] ábrán látható. A réteg PC-fóliából és egy sokkal vékonyabb grafén-oxid-rétegből (GO) áll, ahol a PC-film nanoméretű vastagságát a dip-coating technikával rugalmasan szabályozták, az eszköz hangolása érdekében, hogy az MT régióban működjön. A 6b. ábra a csillapítási sáv hullámhossz-eltolását mutatja a PC vastagságának, az üzemi levegő és a PBS-oldat mint környezet függvényében. A GO második rétegét biokompatibilitási tulajdonságainak és bőséges funkcionális csoportjainak köszönhetően használták ki, ami lehetővé tette az eszköznek biometrikus molekulák összekapcsolására; majd a nagy affinitású sztreptavidin-biotin rendszert választottuk az eszköz teljesítményének értékelésére a biotinilált BSA kimutatásán keresztül, 0,2 aM LOD-t elérve.

6. ábra (a) A többrétegű szálak szerkezete. (b) A csillapítási sáv numerikus hullámhossz-eltolása a PC fedőréteg vastagságától függően. Újranyomva a [51] engedélyével. Copyright © 2018 Elsevier BV

Amellett, hogy HRI szerves anyagokat használnak bevonatként, számos szervetlen anyagot is kiválasztottak a munkapont hangolására az MT régióban. A szervetlen bevonóanyagok fő előnye, hogy az RI-értékek nagyobb tartománya és több növesztési technika áll rendelkezésre, és könnyebb egyenletes vastagságot elérni a szerves anyagokhoz képest. Piestrzy ´nska et al. beszámolt egy LPFG-n alapuló, címkementes bioszenzorról, amelyet vékony tantál-oxid (TaOx) fedőréteggel helyeztek el az RI érzékenység érdekében. Mivel a TaOx RI értéke akár 2 is volt az IR spektrális tartományban, a fedőréteg vastagságát pontosan szabályozták a szubnanométeren, az atomréteg-lerakódási technikával. A kapott LPFG-alapú szenzorok RI érzékenysége 11,500 nm/RIU volt az 1,335-1,345 RIU tartományban [52]. A Saha csoportja elméletileg folyamatosan tanulmányozta az MT bevonatának jelenségét egy HRI Si3N4 réteggel; az eredmény azt mutatta, hogy az RI érzékenység több mint 100 µm/RIU vizes oldat esetén (azaz RI= 1.33) [53]. A Li. csoportjának egy másik közelmúltbeli hozzájárulása, akik Au-Si vékonyréteggel bevont LPFG-alapú érzékelőt használtak az RI-érzékeléshez, az ultramagas, 7267,7 nm/RIU érzékenység elérése volt (azaz körülbelül RI= 1). 315); ezt a kiváló teljesítményt az EH burkolati módok MT-jének és a környezetbe behatoló erős evanscens mezőnek tulajdonították [54]. Bár különféle típusú bevonóanyagokat használtak, a szervestől a szervetlenig, ezek még mindig negatív hatással vannak a kapott eszközre, beleértve annak ismételhetőségét, hosszú távú stabilitását és abszorpciós veszteségét [55]. Ezért egy új stratégiát alkalmaztak a W-alakú RI profillal rendelkező kettős burkolatú szál (DCF) alkalmazásával. Az Esposito csoport úgy valósította meg az RI érzékenység MT hatását, hogy először írt W-alakú DCF-be készített LPFG-t. A DCF külső burkolatának RI értéke magasabb volt, mint a belső burkolaté; így a DCF külső burkolata hasonlóan működött, mint a HRI fedőréteg. Annak érdekében, hogy a munkapontot a jelen tanácsban szereplő MT régióhoz hangolják, a külső burkolatot kémiai reagenssel maratták. Végül a figyelem az SRI érzékenységre összpontosult, 420 nm/RIU érzékenységet érve el vízszerű környezetben, ami megerősítette, hogy ez az eszköz használható biokémiai érzékelésre HRI bevonat nélkül [55]. Ezt követően kifejlesztették és tesztelték ezt a speciális szerkezetű eszközt egy nanoméretű GO réteggel való bevonással, hogy funkcionális csoportokat kínáljanak az antitest kovalens kötéséhez. A szérumban lévő C-reaktív fehérje kimutatására 1 ng/mL és 100 µg/ml közötti munkatartományt és 0,15 ng/ml LOD-t értek el [56]. A közelmúltban ugyanez a csoport egy hasonló DCF bioszenzorról számolt be a D-vitamin kimutatására. Amint a 7. ábrán látható, a nanometrikus GO-t is úgy választották ki, hogy karboxil funkciós csoportokat biztosítson az Anti-VitD3 kovalens immobilizálásához. A szelektív detektálást pufferoldatban 1-1000 ng/ml tartományban sikerült elérni, és ezek az eszközök jól teljesítettek interferáló fehérjéket tartalmazó komplex közegben is [57].

7. ábra. Sematikus kép a D-vitamin kimutatására LPFG alapján DCF-ben GO réteggel

3.3. Ezen megközelítések kombinációja

Amikor az LPFG eszközöket biokémiai érzékelésre alkalmazzák, változó RI-tartományba kerülnek. Például a hagyományos bioreceptor (pl. fehérje, DNS, antitest) esetében egy biocélpont (pl. fehérje, antigén) kimutatására az SRI 1,333 és 1,353 RIU között változik [12,45]. A zselatinnal mint páratartalom-érzékelővel módosított LPFG esetében azonban az SRI 1,3408 RIU-tól a burkolat RI-jéig változik [78].

Hasonlóképpen, az MT effektus az egyik burkolati módot bevonatvezérelt módba tudja irányítani, és egy meghatározott érzékenységi tartomány hangolható a vastagság pontos beállításával és a burkolat átmérőjének csökkentésével [59,61]. Azt jelzi, hogy mind a DTP, mind az MT hatás kombinációja javíthatja az LPFG-k érzékelési tulajdonságait, beleértve a nagy érzékenységet és a megadott SRI munkatartományt. Például Mateusz csoportja 2000 nm/RIU RI érzékenységet realizált egy szélesebb RI tartományban (1,34–1,356 RIU) [59]. Ebben a munkában a burkolat átmérőjét és a bevonat vastagságát nanométeres tartományban szabályozták, hogy mind a DTP, mind az MT hatást elérjék, a reaktív ionmaratással (RIE) és a rádiófrekvenciás plazmával javított kémiai gőzleválasztással. Ezen túlmenően számos publikált munka kimutatta, hogy az érzékenység az LPFG-alapú érzékelő átmérőjének csökkentésével is javítható [42,79]. Ennek fényében a burkolat átmérőjét kombinálták a DTP-vel és az MT-effektussal, hogy optimalizálják az SRI-re való érzékenységet Del Villar [60]. A mag- és burkolatmódok pontos számításán, valamint a csatolt módus elméleten alapuló numerikus módszerrel elemeztük az LPFG optimalizálását a fenti három tényező alapján. Végül jelentős, 143 × 103 nm/RIU érzékenységet sikerült elérni, amitől azt várták, hogy javítja az LPFG-alapú kémiai és biológiai érzékelők felbontását. Nemrég Fang et al. megfelelően kombinálta a DTP és az MT hatást is, TiO2-t használva, mint az atomi rétegfelhordási technológiával leválasztott magas RI nanofilmet [61]. A kettős csúcsok spektrális különbségének állandó tartása érdekében különböző LPFG-ekben kiválasztottuk a megfelelő rácsozási periódust, és különböző TiO2 vastagságokat vizsgáltunk az érzékenység optimalizálása érdekében egy adott SRI tartományban. A 8. ábrán látható módon 10,000 nm/RIU SRI érzékenységet mutatott az 1,336–1,3397 RIU, 42, 000 nm/RIU tartományban, az 1,4526–1,4561 RIU, 15 tartományban. ,000 nm/RIU az 1,392–1,3971 RIU és 23 000 nm/RIU az 1,44–1,4436 RIU tartományban. A 8c, d ábra azt jelzi, hogy két nagy érzékenységi tartomány megvalósítható ugyanabban az LPFG-eszközben.

8. ábra Átviteli spektrumok és rezonancia hullámhossz-eltolás az SRI különböző tartományaiban. (a) 65 nm-es TiO2 nanofilm, Λ=230,5 µm. (b) 15 nm-es TiO2 nanofilm, Λ=237 µm. (c,d) 50 nm-es TiO2 nanofilm, Λ=230 µm. Elfogadva: [61]. Creative Commons licenc alatt.

4. Az LPFG-alapú bioszenzorok funkcionalizálása

Fontos megjegyezni, hogy az LPFG-alapú bioszenzort az eszköz felületének RI változása által okozott hullámhossz-eltolódás mérésére alkalmazzák a felületen lévő célmolekulák szelektív adszorpciója miatt, nem pedig a változás okozta hullámhossz-eltolódás mérésére. az ömlesztett környező közeg RI-jének. Ezért az LPFG-alapú bioszenzor funkcionalizálása alapvető lépés a biokémiai alkalmazások megvalósításában. Az LPFG alapú bioszenzor felületére általában két részből álló funkcionális rétegek rakódnak le: az egyik rész a bioreceptor immobilizálására szolgáló hordozóréteg, a másik pedig a felismerő elemként használt bioreceptor réteg (enzimek, fehérjék, antitestek és így tovább) a cél szelektív befogására. Ezért különböző módszereket alkalmaztak a bioreceptor rétegnek az optikai szálra történő rögzítésére. Az LPFG alapú bioszenzorok különböző funkcionalizálási módszereinek bioreceptora, célpontja és teljesítménye közötti összehasonlítás a 2. táblázatban látható.

2. táblázat: LPFG alapú bioszenzorok funkcionalizálásáról szóló különböző jelentések összehasonlítása

4.1. APTES Silanizati

Az LPFG alapú bioszenzoros funkcionalizálás leghatékonyabb módszere a kovalens immobilizáláson alapul, a bioreceptorhoz való állandó kapcsolódás miatt. Az 3- 3-aminopropil-trietoxiszilán (APTES) szilanizálás általános és ideális módszer a szilícium-dioxid szubsztrátok legtöbb kémiai módosítására. Ezt a módszert sikeresen megvalósították fehérje [101,102], DNS [67,68], antitestek [17,82,103] és így tovább kovalens immobilizálására. Ebben az esetben az optikai szál előkezelést igényel a szilanolcsoportok (Si-OH) kialakításához, amelyet KOH/NaOH-ba, savba vagy piranha-oldatba merítenek. Hasonlóképpen, az APTES molekulában található etoxicsoportok (–OCH2CH3) szintén Si-OH-t képezhetnek vizes környezetben végbemenő hidrolízis reakció révén [104]. Ezután a Si-OH közötti kondenzáció sziloxán (Si-O-Si) kötés kialakulásához vezet, lehetővé téve az APTES-molekulák rögzítését a rost felületén. Ezenkívül a szomszédos APTES molekulák kondenzáció révén polimer mátrixot képezhetnek, ami szabad aminofunkciós (–NH2) felületek képződését eredményezi a szilícium-dioxid szubsztrátumokon [105]. A szilanizálás befejezése után egy lépésben aktiválják a karboxilcsoportokat antitesteken vagy enzimeken, 1-etil-3-(3- dimetilaminopropil) karbodiimid-hidroklorid (EDC) és N-hidroxi-szukcinimid (NHS). Ezután az antitestek vagy enzimek az –NH2 csoportokhoz kötődhetnek amidkötések, hidrogénkötések vagy elektrosztatikus kölcsönhatások révén [106]. Az Anjli csoport egy LPFG-n alapuló enzimes bioszenzort javasolt a lipáz enzim stabil kovalens kötődésén keresztül a triacilgliceridek kimutatására [80]. A 9. ábra a lipáz enzim immobilizálásának lépését mutatja; a lipáz enzim a rost felületéhez kötődött úgy, hogy a roston lévő –NH2 csoportok és az enzim –COOH csoportjai között amidkötések jöttek létre. A hullámhossz-eltolódást a célponttal kölcsönhatásba lépő enzim függvényében mértük. 17,71 mg/dl triacilglicerid koncentrációt mértünk; specifikus tesztet emberi vérben is végeztek, és a teljes kísérletet állandó, 37 ◦C hőmérsékleten végezték. A glükóz-oxidáz immobilizálása céljából APTES szilanizálást is végzett Wu [81]. Ebben a munkában a glükóz-oxidázt az S alakú LPFG-re immobilizáltuk APTES szilanizációs technológiával, és bioreceptorként használták a glükóz kimutatására. Az átviteli veszteség változását a glükóz-oxidázhoz és a glükózspecifikus kötődéshez kapcsolódó mérésként használták. A kísérleti eredmények azt mutatják, hogy a javasolt érzékelő 6,229 dB/wt% érzékenységet mutatott 0-1 tömeg% tartományban. Újabban Gan et al. [39] a Staphylococcus aureus kimutatására kifejlesztett egy LPFG-alapú szenzort, amely APTES szilanizálással kovalensen rögzített tojássárgája antitesten (IgY) alapul. A kimutatási teszt körülbelül 20 perc alatt befejeződött, és a Staphylococcus aureus kimutatása 33 CFU/ml-ig történt. Ezért a Staphylococcus aureus kimutatására kifejlesztett eszközt az orvosi és élelmiszer-detektálás területén is alkalmazni lehetett.

9. ábra: Enzimek immobilizálása a biofelismerő réteg létrehozásához az optikai szál szondán. Újranyomva a [80] engedélyével. Copyright © 2015 Elsevier BV

4.2. GO funkcionalizálás

Bár az amino-funkcionalizált rostokat széles körben javasolják, az egyetlen funkciós csoport nem képes más típusú biológiai receptorokhoz kapcsolódni, így korlátozza alkalmazását. Különböző kutatócsoportok a GO-ra összpontosították figyelmüket; a szál felületét szilanizálás után kémiailag vagy fizikailag GO nanorétegekkel vonják le. A GO gazdag oxigéntartalmú funkciós csoportokban, például epoxi-, hidroxil- és karboxilcsoportokban, amelyek a GO-t különböző biomolekulák kovalens kötésére képesek [107]. Ezenkívül a GO képes biomolekulákat adszorbeálni nemkovalens immobilizálással, például elektrosztatikus, kölcsönhatásos hidrogénkötéssel és π–π halmozással [108,109]. Chen et al. [46] egy kettős csúcsú LPFG-ről számoltak be, amelyet GO nanolemezekkel helyeztek el, hogy immobilizálják az IgG-t és az IgG/anti-IgG-t, mint biokonjugátumpárt az immunszenzorhoz. Új stratégiát fogadtak el a GO lerakására, amely kémiai kötésen, majd fizikai adszorpción alapult. Kémiai kötés jött létre az APTES-szilánizált rost és a GO között. Eközben a GO nanolapok fizikailag adszorbeálódnak a szál felületén, a víz elpárolgása mellett. Végül a GO-val lerakott LPFG-alapú érzékelőt IgG-oldatba merítettük, és kovalensen kötöttük össze EDC/NHS térhálósító kémiával. Az anti-IgG kimutatását 7 ng/ml koncentrációig sikerült elérni PBS pufferben. Az érzékelő újrafelhasználhatóságát a megkötött anti-IgG eltávolításával is elvégeztük. Ezt követően ugyanez a csoport kifejlesztette a hemoglobin detektálását egy GO nanolap funkcionalizált LPFG alapú szenzor alapján [85]. A 10. ábrán látható, hogy a kémiai kötést, majd a fizikai adszorpciós stratégiát is alkalmazták a GO lerakásához, és az érzékelési elv a rezonanciaintenzitás változásának mérésén alapult, amelyet a hemoglobinmolekulák és a GO közötti nem kovalens kölcsönhatás okoz. A kívánatos GO vastagságot 501,8 nm-re szabályoztuk, ami jelentős fény-anyag kölcsönhatást biztosított az evanscens mező és a célmolekulák között. A kifejlesztett szenzort –77 dB/RIU érzékenységgel és 0,05 mg/ml LOD-val végeztük a hemoglobin kimutatására.

10. ábra: A GO leválasztás vázlata LPFG-alapú eszközön. (a) A lúgos kezelés folyamata, (b) APTES szilanizálás, (c) a GO epoxicsoportja reagált az APTES-szilánizált rostfelület aminocsoportjával, és (d) GO nanolemezeket raktak le a szál felületére. Újranyomva a [85] engedélyével. Copyright © 2018 Elsevier BV

A közelmúltban Wang és munkatársai továbbfejlesztették a kimutatási határokat és a lerakódási módszert. [{{0}}]. Ebben a munkában egy mikro-kúpos LPFG-t helyeztek el GO nanolapokkal a hemoglobin kimutatására. A kémiai kötés, majd a fizikai adszorpció befejezése után kihasználták az optikai csipesz hatását, hogy tovább fokozzák a GO nanolapok és a szál közötti kölcsönhatást. A 203,6 nm vastagságú GO-t a mikro-kúpos LPFG-re rögzítettük. Különféle zavaró vegyületekben a {{10}.02 mg/ml LOD értéket kaptuk. A közelmúltban ugyanez a csoport kifejlesztett egy ugyanolyan szerkezetű bioszenzort a szarvasmarha szérumalbumin (BSA) kimutatására [87]. Az érzékelő mechanizmus a GO és a BSA közötti kovalens kötés által okozott hullámhossz-eltolódás mérésén alapul. A 0,043 mg/ml, 0,029 mg/ml és 0,032 mg/ml LOD értéket DI vízben, karbamidban és glükózban értek el. Hasonlóképpen javasoltak egy mikro-kúpos LPFG-t is, amelyet GO/polidopamin nanokompozitokkal funkcionalizáltak kobaltion-érzékeléshez [88]; A nanokompozitokat az APTES szilanizáció, majd az optikai csipesz effektus következtében a mikro-kúpos LPFG felületre raktuk le. A javasolt szenzor 2,4 × 10-3 dB/ppb érzékenységet mutatott az 1 ppb és 107 ppb közötti kobaltion-koncentráció tartományban, és a koncentrációk kimutatási határa már 0,17 ppb volt. A GO által funkcionalizált mikro-kúpos LPFG-alapú szenzorokat Na+ és Mn2+ ion-detektálásra is megvalósították [110]-ben, valamint Ni2+-ion detektálására [89]-ben.

cistanche tubulosa – erősíti az immunrendszert

Kattintson ide a Cistanche Enhance Immunity termékek megtekintéséhez

【Kérjen többet】 E-mail:cindy.xue@wecistanche.com / Whats App: 0086 18599088692 / Wechat: 18599088692

4.3. Rétegenkénti összeszerelési módszer

A szálak kovalens módosításának fentebb bemutatott módszere jó stabilitású; azonban bonyolultabb a vastagság szabályozása, például a reakciókoncentráció és az idő szabályozása. Az LPFG alapú készülék érzékelési érzékenységének optimalizálásakor figyelembe kell venni a szabályozható vastagságú funkcionális bevonat megvalósítását is. A rétegenkénti (LbL) összeállítás ígéretes módszert kínál egy nanométeres léptékű vastagságú funkcionális bevonat precíz felvitelére [70,111], amelyet ellentétes töltésű polielektrolitok közötti elektrosztatikus kölcsönhatások hajtanak végre [112,113]. Tian [90] csoportja kifejlesztett egy LPFG-n alapuló sótartalom-érzékelőt, amelyet kitozán (CHI)/poli(akrilsav) (PAA) polielektrolit többrétegű ionerősség-érzékenységével vontak be, LbL összeszerelési módszerrel. A teljes leválasztási folyamatot 20-szer megismételtük úgy, hogy az eszközt polikationos CHI-be, illetve PAA polianionba merítettük. Érdekes módon az LPFG rezonancia hullámhossz-eltolása vörösről kékre változott a sókoncentráció növekedésével. Ez azzal magyarázható, hogy a bevonat duzzadt vagy duzzadt a NaCl koncentráció eltérő tartományára. A 36 nm/M érzékenységet a 0,5–0,8 M tartományban kaptuk. Ez a kutatás várhatóan a biomedicinára és a gyógyszerszállításra is vonatkozik. Hasonlóképpen, ugyanez a csoport egy ionerősségre reagáló hidrogéllel bevont sótartalom-érzékelőt is javasolt az LPFG-re [91]. Az LbL-szerelvény által lerakódott kétkomponensű polielektrolitok problémákat okozhatnak, pl. a pH-keresztérzékenység és a nemlineáris összefüggések a rezonancia hullámhossz-eltolódása és a sótartalom koncentrációja között. Amint a 11. ábrán látható, ez a munka egy új érzékelőt állított elő, amelyet kvaternerizált poli(4-vinilpiridin) (qP4VP) hidrogéllel vontak be LbL-szerelvény segítségével, majd kémiai térhálósítással. Érdemes megjegyezni, hogy a PAA polianiont szelektíven szabadították fel a bevonatból kémiai térhálósítás után, hogy egykomponensű hidrogélt kapjanak. A kifejlesztett érzékelő 7 nm/M érzékenységet mutatott, és jó lineáris kapcsolat volt a rezonancia hullámhossz-eltolódása és a sótartalom között a 0,4-0,8 M tartományban.

11. ábra: q37P4VP hidrogél bevonat gyártása. Elfogadva: [91]. Creative Commons licenc alatt

Más polielektrolit funkcionális bevonatokat is felvittek az LPFG alapú bioszenzorra LbL összeszerelési módszerrel. Lee és munkatársai készítettek egy LPFG-alapú bioszenzort, amely poli(diallil-dimetil-ammónium-klorid) (PDDA) és tetrakisz (4-szulfofenil)-porfin (TSPP) nano-összeállítású vékony filmréteggel van bevonva LbL technikával az ammóniagáz kimutatására. al. [92]. Abd-Rahman csoportja PDDA/poli(nátrium-p-sztirolszulfonát) (PSS)-Au nanorészecskés bevonóréteget állított elő LPFG felületre az LbL technikával a higany(II) ion érzékelésére [93]. A tervezett érzékelő kiváló teljesítményt nyújtott a 0,5 ppm és 10 ppm közötti higany(II) ion koncentrációtartományban. Liu et al. [64] kifejlesztett egy LPFG alapú bioszenzort, amely poli(allil-amin-hidroklorid) (PAH)/arany bevonatú szilícium-dioxid nanorészecskékkel van bevonva LbL módszerrel a sztreptavidin és immunglobulin M (IgM) kimutatására. Ni et al. [94] egy poli(etilén-imin) (PEI) és poli(akrilsav) (PAA) bevonattal ellátott LPFG-alapú érzékelőt vizsgált pH-érzékelés céljából; a bevonóréteg javította a többfalú szén nanocsövek diszperzióját és adhéziós képességét. Tian [95] csoportja a PAH/PAA-t egy polielektrolit funkcionális bevonatnak tekintette, amelyet LbL-szerelvény rakott le a Staphylococcus aureus kimutatására szolgáló specifikus antitestek megkötésére. A polielektrolit funkcionális bevonat elősegítheti a bakteriális adhéziót, és a detektálást PBS-ben 224 CFU/ml LOD-val demonstrálták.

4.4. Egyéb módszerek

Az optikai szál funkcionalizálásának módja bizonyos mértékig függ az alkalmazási környezettől. A levegőben alkalmazott optikai szálak funkcionalizálási módja tömörebb és egyszerűbb, mint a vizes oldatokban alkalmazottak. Például a gázérzékelésben széles körben alkalmazzák a dip-coating technikát, amely egyszerűen kezelhető, és megkönnyíti az érzékeny film vastagságának szabályozását. Feng [96] csoportja beszámolt azokról a molibdén-szulfid/citromsav kompozit filmekről, amelyeket szol-gél és bemerítési technikák alkalmazásával vittek fel egy LPFG-re a hidrogén-szulfid gáz nyomainak mérésére. A 12. ábra a molibdén-szulfid/citromsav kompozit filmekkel bevont LPFG felületének és keresztmetszetének SEM-képeit mutatja. A 12b. ábrán látható, hogy a film vastagsága egyenletesen volt szabályozva 590 nm-en. A javasolt érzékelő nagy, 10,52 pm/ppm érzékenységet mutatott a hidrogén-szulfid gáz koncentrációtartománya 0 és 70 ppm között, a hidrogén-szulfid gázt pedig 0,5 ppm koncentrációig detektáltuk. . Ugyanez a csoport tanulmányozta a kúpos LPFG-alapú szenzort is, amelyet molibdén-szulfid/citromsav kompozit filmekkel funkcionalizáltak hidrogén-szulfid gáz érzékelésére [114]. 16,65 pm/ppm érzékenységet értünk el. Ezen túlmenően Ding csoportja egy LPFG-alapú GO-val bevont érzékelőt fejlesztett ki a nitrogén-monoxid (NO) gáz detektálására [97]. A bevonatok 5%-os HNO3 oldatos kezelés után merítési technikával készültek. Az NO érzékelő kiváló érzékelési tulajdonságokat mutatott a 0 és 400 ppm közötti NO koncentráció tartományban. Xu et al. LPFG-alapú érzékelőt javasoltak GO/cellulóz-acetát kompozitokkal az ammónia érzékelésére [115]. Ezeknek a kompozitoknak a lerakására a kémiai térhálósítási módszert és a bemerítési technikát alkalmaztuk. A javasolt ammónia érzékelő kiváló érzékenységet mutatott (98,32 pm/ppm).

12. ábra: SEM képek (a) az LPFG oldalfelületéről és (b) a kompozit membránnal bevont LPFG keresztmetszete. Újranyomva a [96] engedélyével.

Ezenkívül a fém-szerves kereteket (MOF) a hangolható porozitás, a nagy belső felület és a szerves funkcionalitás kiváló tulajdonságai miatt széles körben alkalmazták LPFG-alapú érzékelők funkcionalizálására gázérzékelésre és egyéb érzékelésre. A MOF-ok fémkationokból és szerves ligandumokból álló hibrid kristályos nanoanyagok [116–118]. Az optikai szálak MOF-okkal történő funkcionalizálásának módszerei elsősorban az in situ kristályosításra összpontosítanak [119,120]. Korposh csoportja kifejlesztett egy LPFG alapú szerves pára érzékelőt, amelyet zeolit ​​imidazol framework-8 (ZIF-8) ​​filmekkel funkcionalizált [121]. A 13a. ábrán látható módon a ZIF-8 filmeket az LPFG felületére in situ kristályosítási technikával vitték fel. Az LPFG átviteli spektrumát minden módosítási lépés során figyeltük. A ZIF-8 egyenletes vastagságát a 13b. ábra SEM-képei mutatják. Végül ezt a javasolt érzékelőt 0.015 ± {{20}},001 és 0,018 ± 0,0015 nm/ppm érzékenységgel, valamint 6,67 és 5,56 LOD-val hajtották végre. ppm aceton és etanol esetében [98]. Ugyanez a csoport készített egy LPFG alapú szén-dioxid (CO2) érzékelőt, amelyet HKUST-1 vékonyréteggel módosítottak in situ kristályosítással és LbL technikával [99]. A CO2 kimutatását 401 ppm LOD-vel végeztük. Ezenkívül a MOF-ok potenciális mátrixként is használhatók az enzimintegrációhoz [122]. Zhu et al. beszámolt arról, hogy a glükóz-oxidázzal (GOx) kapszulázott ZIF-8 in situ kristályosítással került az LPFG-re [100]. A glükóz kimutatására 0,5 nm/mm érzékenységet kaptunk 1-8 mM tartományban.

5. Fényvisszaverő LPFG-alapú érzékelők

Mivel egy LPFG-alapú érzékelő képes az alapvető magmód fényét az előre terjedő burkolati módokhoz kapcsolni, ezért az átviteli spektrum diszkrét hullámhosszain elhelyezkedő rezonáns csillapítási sávok halmazát állítja elő. Az LPFG alapú szenzorok egyik sajátossága a transzmissziós üzemmódban való működésük, ami bizonyos biológiai alkalmazásoknál kényelmetlen, amikor fiolába/kémcsövekbe kell behelyezni őket. A miniatürizálás megvalósítása szempontjából a fénykibocsátó portot és a jelgyűjtő portot ugyanazon a felületen kell elhelyezni. Ezenkívül a hajlítási érzékenység zavarhatja az átvitt optikai jelet [123]. Ezért vannak olyan munkák, ahol az LPFG átviteli módú működése reflexiós üzemmódú működéssé alakul át. Swart, PL egy LPFG-n alapuló egyszondás Michelson interferométert javasolt, ahol az interferométer fáziseltolódása a környezet RI-jétől függ [124]. Kim DW kifejlesztett egy egyszálas szondát is, amely két interferométeren alapul, a reflexiós módú LPFG-n az RI érzékeléshez és egy belső Fabry–Perot interferométeren a hőmérséklet mérésére [125]. Bár az LPFG alapú interferométer érzékelő reflexiós módban működött, az érzékelő teljes hossza legalább 4-5 cm lehet az interferométer természetéből adódóan [124,126], ami kényelmetlen volt az in vivo detektáláshoz. Jiang et al. kifejlesztett egy kompakt fényvisszaverő LPFG érzékelőt úgy, hogy csak a burkolat végfelületét vonta be alumínium fóliával, majd csak a burkolati módokat tükrözte [127]. A javasolt eszköz hossza általában 0,5–3 cm volt, ami megegyezett a hagyományos LPFG-alapú érzékelővel. Azonban az összetett bevonási eljárást alkalmazták. Rana S. et al. költséghatékony ecsettel történő bevonási módszert alkalmazott a rendelkezésre álló ezüstpasztával a fényvisszaverő LPFG érzékelő létrehozásához. A kifejlesztett eszközt 0,046 nm/◦C hőmérséklet-érzékenységi együtthatóval végeztük 23 ◦C és 200 ◦C közötti tartományban [128]. A [129]-ben egy fényvisszaverő LPFG-alapú érzékelőt készítettek Sagnac fiber loop tükörrel (SFLM) az RI és a hőmérséklet mérésére. Az LPFG és az SFLM eltérő RI érzékenysége és hőmérséklete miatt ezzel az eszközzel az RI és a hőmérséklet egyidejű mérése is elérhető. A reflektív LPFG alapú szenzorok másik elkerülhetetlen problémája az LPFG csillapítási sávokat átfedő nemkívánatos interferometrikus sávok generálása [130,131]. Néhány hatékony megközelítés az LPFG végén történő precíz hasításra [123] vagy a hasítás utáni polírozásra [132] összpontosít, hogy egyedi csillapítási sávot kapjunk. A [123]-ban, ahogy a 14. ábrán látható, a rács végét pontosan meghasították és visszaverő réteggel vonták be. Az eszköz SRI-érzékenységének növelése érdekében az ataktikus polisztirol HRI-rétegét módosítottuk a szál felületén. Ezután a poli(metil-metakrilát)-ko-metakrilsavat biofunkcionális rétegként vonták be a szálra, hogy kovalensen immobilizálják a bioreceptort. A C osztályú laktamázok kimutatását PBS pufferben néhány tíz nM nagyságrendű koncentrációig sikerült elérni.

14. ábra. (a) A végső visszaverő LPFG jelátalakító sematikus képe; (b) a kísérleti és számszerű SRI érzékenység; (c) egy fénykép, amely az ebben a munkában kifejlesztett tükröződő LPFG bioszenzor szondát mutatja. Újranyomva a [123] engedélyével. Copyright © 2016 Elsevier BV

Villar ID et al. [133] egyszerűbb módot javasolt egyetlen csillapítási sáv elérésére; a szál végét ezüsttükörrel vonták be, amely képes elnyelni a burkolati módokon átvitt energiát. Még érdekesebb, hogy Dey TK et al. [101] eltávolította az LPFG egy részét egy tetszőleges helyen, pontos hasítás vagy polírozás nélkül. A nem kívánt rezonancia sávok a burkolat mód PMC-jének testreszabásával eltávolíthatók; ennek az eszköznek az RI érzékenységét is javította. Végül ~1300 nm/RIU RI érzékenységet kaptunk.

6. Következtetések

Ez az áttekintés kiemeli az LPFG-alapú érzékelők alapvető működési elvét, valamint érzékenyítési és érzékenységnövelő mechanizmusaikat kémiai és orvosbiológiai alkalmazásokhoz. Az LPFG alapú bioszenzorok alapelve, hogy az SRI változások átkonvertálhatók a rezonancia hullámhossz-eltolás vagy az átviteli veszteség változásának mérésére. Az LPFG-alapú bioszenzorok kémiai és orvosbiológiai alkalmazásokhoz való érzékenységének növelése érdekében a közelmúltban közzétett jelentésekben két fő módszert alkalmaztak. Az egyik a DTP-n vagy annak közelében működő LPFG tervezése, amely a rács periódusának, a burkolat átmérőjének vagy a funkcionális rétegvastagságnak a hangolásával valósítható meg. Ez a módszer jó teljesítményt nyújt immunglobulinok, baktériumok, DNS és más célpontok kimutatására. A másik az MT effektus, amely a rostburkolat felületének megfelelő vastagságú HRI anyagokkal való bevonásával valósítható meg. Ez a módszer bizonyítottan jól teljesít szerves gázok (pl. metán és bután) és fehérjék (pl. biotinilált BSA, C-reaktív fehérje) kimutatásában. E stratégiák kombinációját is áttekintjük ebben a cikkben. Másrészt az LPFG alapú bioszenzorok funkcionalizálása elengedhetetlen lépés a specifikus érzékelés eléréséhez. Amint a 2. táblázatban látható, összefoglalunk néhány általános funkcionalizálási módszert, amelyek különböző típusú receptoroknak felelnek meg. Az APTES szilanizálást általában az antitestek vagy enzimek kovalens kötésére alkalmazzák, a GO-val történő további funkcionalizálással a GO bőséges funkciós csoportja miatt többféle receptor kovalens kötésére is lehetőség nyílik. Ezen kívül ebben a cikkben áttekintjük az LbL összeállítást, a nemkovalens funkcionalizálás módszerét is. Ennek a módszernek az az előnye, hogy kényelmesebb és pontosan szabályozható a funkcionális réteg vastagsága. Ezt a módszert polielektrolitok lerakására alkalmazták sótartalom és pH érzékelés céljából, valamint ionok, gázok és baktériumok kimutatására. Más funkcionalizálási módszereket (pl. merítési bevonat és in situ kristályosítási technikák) is áttekintettek. Ezen felül fényvisszaverő LPFG-alapú érzékelőket is bemutattak. Bár a bemutatott LPFG-k reflexiós konfigurációkban kevésbé érzékenyek, behelyezhetők az injekciós üvegbe/kémcsőbe, ami kényelmesebb és praktikusabb a kémiai vagy orvosbiológiai alkalmazásokhoz. Ebben az áttekintésben kimutatták, hogy az LPFG ígéretes érzékelő platform a kémiai és orvosbiológiai alkalmazásokhoz. Jelentős jövőbeli irány az innovatív bevonóanyagok és funkcionalizálási módszerek kiaknázása több fajta biomolekula kimutatására. Ezen túlmenően az OFBS benne rejlő multiplexelési képességét ki kell használni az LPFG-alapú érzékelőkben, hogy több paraméteres vagy többcélú méréseket érjenek el úgy, hogy különböző rácsokat írnak ugyanabba az eszközbe. Összetett mérési környezetben több erőfeszítést kell fordítani az LPFG alapú érzékelők keresztérzékenységi (pl. hőmérséklet, deformáció) hatásainak csökkentésére vagy kiküszöbölésére.

cistanche tubulosa – erősíti az immunrendszert

Hivatkozások

1. Mittal, S.; Kaur, H.; Gautam, N.; Mantha, AK Bioszenzorok emlőrák diagnosztizálására: A receptorok, transzducerek és jelerősítési stratégiák áttekintése. Biosens. Bioelektron. 2017, 88, 217–231. [CrossRef] [PubMed]

2. Mehrotra, P. Bioszenzorok és alkalmazásaik – Áttekintés. J. Oral Biol. Craniofac. Res. 2016, 6, 153–159. [CrossRef]

3. Polley, N.; Basak, S.; Hass, R.; Pacholski, C. Fiber optic plazmonikus érzékelők: Érzékeny bioszenzoros platformok biztosítása minimális laboratóriumi felszereléssel. Biosens. Bioelektron. 2019, 132, 368–374. [CrossRef]

4. Roriz, P.; Silva, S.; Frazão, O.; Novais, S. Optikai szálas hőmérséklet-érzékelők és orvosbiológiai alkalmazásaik. Érzékelők 2020, 20, 2113. [CrossRef]

5. Esposito, F.; Srivastava, A.; Sansone, L.; Giordano, M.; Campopiano, S.; Iadicicco, A. Címkementes bioszenzorok, amelyek hosszú távú szálrácsokon alapulnak: áttekintés. IEEE Sens. J. 2021, 21, 12692–12705. [CrossRef]

6. Wen, H.-Y.; Huang, C.-W.; Li, Y.-L.; Chen, J.-L.; Ja, Y.-T.; Chiang, C.-C. Lámpa U-alakú szálas bioszenzoros detektor mikroRNS-hez. Érzékelők 2020, 20, 1509. [CrossRef]

7. Chen, K.-C.; Li, Y.-L.; Wu, C.-W.; Chiang, C.-C. Glükózérzékelő U-alakú optikai szálas szondával, arany nanorészecskékkel és glükóz-oxidázzal. Érzékelők 2018, 18, 1217. [CrossRef]

8. Liu, J.; Xing, Y.; Zhou, X.; Chen, GY; Shi, H. Fénylapos ferde sugarak fokozott U-alakú száloptikás fluoreszcens immunérzékelője Microcystin-LR-hez. 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; et al. Ultranagy érzékenységű, címkementes optikai szálas bioszenzor, amely a Staphylococcus aureus kimutatására szolgáló kúpos egymódusú, mag nélküli, egymódusú csatolón alapul. 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, Ultraszenzitív bioszenzor mágneses mikrogömbökön, fokozott mikroszálas interferométeren. Biosens. Bioelektron. 2019, 145, 111563. [CrossRef]

11. Quero, G.; Crescitelli, A.; Paladino, D.; Consales, M.; Buosciolo, A.; Giordano, M.; Cutolo, A.; Cusano, A. Evanescent hullám hosszú periódusú szálrács D-alakú optikai szálakban a nagy érzékenységű törésmutató detektálásához. Sens. Actuators B Chem. 2011, 152, 196–205. [CrossRef]

12. Jang, HS; Park, KN; Kim, JP; Sim, SJ; Kwon, HL; Han, Y.-G.; Lee, KS Sensitive DNS bioszenzor, amely az oldalsó polírozott rostfelületen kialakított hosszú periódusú rácson alapul. Dönt. Express 2009, 17, 3855–3860. [CrossRef] [PubMed]

13. Bekmurzajeva, A.; Dukenbajev, K.; Shaimerdenova, M.; Bekniyazov, I.; Ayupova, T.; Sypabekova, M.; Molardi, C.; Tosi, D. Maratott Fiber Bragg rács bioszenzor, amely aptamerekkel működik a trombin kimutatására. Érzékelők 2018, 18, 4298. [CrossRef] [PubMed]

14. Sypabekova, M.; Korganbajev, S.; González-Vila, Á.; Caucheteur, C.; Shaimerdenova, M.; Ayupova, T.; Bekmurzajeva, A.; Vangelista, L.; Tosi, D. Funkcionálisan maratott, döntött szálas Bragg rácsos aptaszenzor címkementes fehérje kimutatáshoz. Biosens. Bioelektron. 2019, 146, 111765. [CrossRef]

15. Lobry, M.; Fasseaux, H.; Loyez, M.; Chah, K.; Goormaghtigh, E.; Wattiez, R.; Chiavaioli, F.; Caucheteur, C. Plazmonic Fiber Grating Bioszensors Demodulated Through Spectral Envelopes Intersection. J. Light. Technol. 2021, 39, 7288–7295. [CrossRef]

16. Celebanska, A.; Chiniforooshan, Y.; Janik, M.; Mikulic, P.; Sellamuthu, B.; Perreault, J.; Bock, WJ Bioinspirált szénhidráttal díszített, hosszú ideig tartó rostrács a címkementes baktériumok kimutatásához. 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.; et al. Optikai mikroszálas immunszenzor fejlesztése prosztata-specifikus antigénanalízishez, nagyfokú diffrakciós hosszú periódusú rács segítségével. Dönt. Expressz 2020, 28, 15783–15793. [CrossRef]

18. Shu, X.; Zhang, L.; Bennion, I. Hosszú távú szálas rácsok érzékenységi jellemzői. J. Light. Technol. 2002, 20, 255–266.

19. Pilla, P.; Trono, C.; Baldini, F.; Chiavaioli, F.; Giordano, M.; Cusano, A. Hosszú periódusú rácsok óriási érzékenysége átmeneti üzemmódban a diszperziós fordulópont közelében: Integrált tervezési megközelítés. Dönt. Lett. 2012, 37, 4152–4154. [CrossRef]

20. Zuppolini, S.; Quero, G.; Consales, M.; Diodato, L.; Vaiano, P.; Venturelli, A.; Santucci, M.; Spyrakis, F.; Costi képviselő; Giordano, M.; et al. Címkementes optikai optikai lehetőség a gyógyszerrezisztens baktériumok által kifejezett C osztályú -laktamázok kimutatására. Biomed. Dönt. Expressz 2017, 8, 5191–5205. [CrossRef]

21. Chiavaioli, F.; Janner, D. Száloptikai érzékelés veszteséges módú rezonanciákkal: Alkalmazások és perspektívák. J. Light. Technol. 2021, 39, 3855–3870. [CrossRef]

22. Lin, Y.-C.; Chen, L.-Y. Az elektromos mező által indukált veszteséges módú rezonancia finom alkalmazása az optikai síkhullámvezető bioszenzor teljesítményének javítására. Biosensors 2021, 11, 86. [CrossRef] [PubMed]

23. Wang, W.; Mai, Z.; Chen, Y.; Wang, J.; Li, L.; Su, Q.; Li, X.; Hong, X. Címkementes száloptikai SPR bioszenzor a C-reaktív fehérje specifikus kimutatására. 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. Glutation-funkcionalizált, hosszú periódusú szálrács-érzékelő felületi plazmonrezonancián alapuló As3+-ionok kimutatására. Nanotechnológia 2021, 32, 485501. [CrossRef]

25. Chalyan, T.; Guider, R.; Pasquardini, L.; Zanetti, M.; Falke, F.; Schreuder, E.; Heideman, RG; Pederzolli, C.; Pavesi, L. Aszimmetrikus Mach–Zehnder interferométer alapú bioszenzorok aflatoxin M1 kimutatására. Biosensors 2016, 6, 1. [CrossRef]

26. Janik, M.; Brzozowska, E.; Czyszczo ´n, P.; Celeba ´nska, A.; Koba, M.; Gamian, A.; Bock, WJ; ´Smietana, M. Optikai szálas aptaszenzor címkementes baktériumok kimutatására kis mennyiségben. Sens. Actuators B Chem. 2021, 330, 129316. [CrossRef]

27. Liu, Q.; Ma, Z.; Wu, Q.; Wang, W. A biokémiai érzékelő alapja folyékony magú fotonikus kristályszál, amely arannyal, ezüsttel és alumíniummal van feltöltve. Dönt. Laser Technol. 2020, 130, 106363. [CrossRef]

28. Mahfuz, MA; Hossain, MA; Haque, E.; Hai, NH; Namihira, Y.; Ahmed, F. Egy bimetál bevonatú, alacsony terjedési veszteség, fotonikus kristályszál alapú plazmonikus törésmutató érzékelő. Érzékelők 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 bioszenzorok. 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. Lab-on-fiber SERS optrodák szabása különböző méretű biológiai célpontok felé. Sens. Actuators B Chem. 2021, 339, 129321. [CrossRef]

31. Marco, P.; Francesco, G.; Giorgio, G.; Giuseppe, Q.; Andrea, C. Ön-összeállított periodikus minták az optikai szál hegyén mikrogömbtömbök segítségével. In Proceedings of the 24th International Conference on Optical Fiber Sensors, Curitiba, Brazília, 2015. szeptember 28–október 2.; p. 96341N.

32. Badmos, AA; Sun, Q.; Sun, Z.; Zhang, J.; Yan, Z.; Lutsyk, P.; Rozhin, A.; Zhang, L. Enzim-funkcionalizált vékony burkolatú hosszú periódusú rostrács átmeneti módban a diszperzió fordulópontjában a cukorszint és a glükóz kimutatására. J. Biomed. Dönt. 2017, 22, 027003. [CrossRef]

33. Heidemann, BR; Chiamenti, I.; Oliveira, MM; Muller, M.; Fabris, JL Funkcionális hosszú távú rács – plazmaszálas érzékelő vízben lévő glifozát kimutatására. J. Light. Technol. 2018, 36, 863–870. [CrossRef]

34. Kanka, J. Forgáspontos hosszú periódusú rácsok tervezése fotonikus kristályszálban gázok refraktometriájára. Sens. Actuators B Chem. 2013, 182, 16–24. [CrossRef]

35. Gu, Z.; Xu, Y.; Gao, K. Optikai szál hosszú távú rács szolgel bevonattal a gázérzékelőhöz. Dönt. 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. Grafén alapú, hosszú periódusú szálrácsos felületi plazmonrezonancia érzékelő nagy érzékenységű gázérzékeléshez. Érzékelők 2017, 17, 2. [CrossRef]

37. Tan, S.-Y.; Lee, S.-C.; Kuramitz, H.; Abd-Rahman, F. Egy új hibrid, hosszú periódusú szálrács-diffúzív gradiens vékonyrétegekben szenzorrendszer higany (II) ionok vízben történő kimutatására. Optik 2019, 194, 163040. [CrossRef]

38. Wang, J.-N. Mikrofluidikus, hosszú periódusú szálrács-érzékelő platform kloridion-koncentráció mérésére. Érzékelők 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.; et al. A Staphylococcus aureus gyors és érzékeny kimutatása tojássárgája antitesttel bevont, hosszú ideig tartó rostrácsos immunszenzor használatával. Biosens. Bioelektron. 2022, 199, 113860. [CrossRef]

40. Vengsarkar, AM; Lemaire, PJ; Judkins, JB; Bhatia, V.; Erdogan, T.; Sipe, JE Hosszú élettartamú szálas rácsok, mint sávelhárító szűrők. J. Light. Technol. 1996, 14, 58–65. [CrossRef]

41. Patrick, HJ; Kersey, AD; Bucholtz, F. A hosszú periódusú szálrácsok külső törésmutatójára adott válaszának elemzése. 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. Az érzékeny, címkementes immunérzékelés felé forduláspontos hosszú távú rostrácsok segítségével. Biosens. Bioelektron. 2014, 60, 305–310. [CrossRef] [PubMed]

43. Marques, L.; Hernandez, FU; James, SW; Morgan, SP; Clark, M.; Tatam, RP; Korposh, S. Erősen érzékeny optikai szál hosszú periódusú rácsos bioszenzor, szilika mag aranyhéj nanorészecskékkel horgonyozva. Biosens. Bioelektron. 2016, 75, 222–231. [CrossRef] [PubMed]

44. Del Villar, I.; Cruz, JL; Socorro, AB; Corres, JM; Matias, IR Érzékenység optimalizálás burkolattal maratott hosszú periódusú szálrácsokkal a diszperzió fordulópontján. Dönt. Expressz 2016, 24, 17680–17685. [CrossRef]

45. Dandapat, K.; Tripathi, SM; Chinifooroshan, Y.; Bock, WJ; Mikulic, P. Kompakt és költséghatékony, hőmérséklet-érzéketlen bio-szenzor, amely hosszú élettartamú rostrácsokon alapul az E. coli baktériumok vízben való pontos kimutatására. Dönt. Lett. 2016, 41, 4198–4201. [CrossRef]

46. ​​Liu, C.; Cai, Q.; Xu, B.; Zhu, W.; Zhang, L.; Zhao, J.; Chen, X. Graphene oxide funkcionalizált hosszú periódusú rács az ultraérzékeny címkementes immunérzékeléshez. Biosens. Bioelektron. 2017, 94, 200–206. [CrossRef]

47. Dey, TK; Tombelli, S.; Biswas, P.; Giannetti, A.; Basumallick, N.; Baldini, F.; Bandyopadhyay, S.; Trono, C. Hosszú távú szálas rácsok legalacsonyabb rendű burkolási módjának elemzése a fordulópont közelében. 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. Címkementes immunérzékelés hosszú távú szálrácsokkal a legalacsonyabb rendű burkolati módban és a fordulási pont közelében. Dönt. Laser Technol. 2021, 142, 107194. [CrossRef]

49. Yang, J.; Zhou, L.; Huang, J.; Tao, C.; Li, X.; Chen, W. Az átmeneti módú, hosszú periódusú szálas rács érzékenységének növelése metánérzékelőként magas törésmutatójú polikarbonát/kriptofán A fedőréteg-lerakással. 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. Egyvégű, hosszú távú szálas rács, vékony polisztirol filmmel bevonva butángáz érzékeléshez. J. Light. Technol. 2018, 36, 825–832. [CrossRef]

51. Esposito, F.; Sansone, L.; Taddei, C.; Campopiano, S.; Giordano, M.; Iadicicco, A. Ultraszenzitív bioszenzor hosszú élettartamú rácson, polikarbonát-grafén-oxid többrétegű bevonattal. 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. Ultraérzékeny tantál-oxid nanobevonatú, hosszú periódusú rácsok különféle biológiai célpontok kimutatására. Biosens. Bioelektron. 2019, 133, 8–15. [CrossRef]

53. Saha, N.; Kumar, A. Rendkívül érzékeny törésmutató-érzékelő, amely egy kettős rezonancia hosszú periódusú rácsos, feliratos gerinchullámvezetőben lévő üzemmódváltáson alapul. J. Light. Technol. 2019, 37, 5576–5582. [CrossRef]

54. Li, Z.; Zhu, H. Arany-szilícium nanobevonatokkal hosszú periódusú szálrácsban gerjesztett felületi hullámvezető módok érzékelési teljesítménye. Dönt. Lett. 2021, 46, 266–269. [CrossRef] [PubMed]

55. Esposito, F.; Srivastava, A.; Sansone, L.; Giordano, M.; Campopiano, S.; Iadicicco, A. Érzékenységnövelés hosszú idejű rácsoknál a módváltással bevonatlan kettős burkolatú szálaknál. 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. Hosszú idejű rács grafén-oxiddal bevont kettős burkolatú szálban, mint nagy teljesítményű optikai platform a bioszenzorhoz. Biosens. Bioelektron. 2021, 172, 112747. [CrossRef] [PubMed]

57. Esposito, F.; Sansone, L.; Srivastava, A.; Cusano, AM; Campopiano, S.; Giordano, M.; Iadicicco, A. D-vitamin címkementes kimutatása optikai bioszenzációval, hosszú periódusú szálrácson alapulóan. 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 A hosszú periódusú rácsok címkementes érzékenysége, amelyet atomos rétegben leválasztott TiO2 nano-fedők javítanak. Dönt. Expressz 2015, 23, 8441–8453. [CrossRef]

59. „Smietana, M.; Koba, M.; Mikulic, P.; Bock, WJ kombinált plazma alapú szálmaratással és gyémántszerű szén-nanooverlay bevonattal a hosszú távú rácsok érzékenységének növelésére. J. Light. Technol. 2016, 34, 4615–4619. [CrossRef]

60. Del Villar, I. Ultranagy érzékenységű érzékelők vékony filmbevonatú, csökkentett átmérőjű hosszú periódusú rácsokon alapulva, átmeneti üzemmódban és a diszperzió fordulópontja közelében. Dönt. Expressz 2015, 23, 8389–8398. [CrossRef]

61. Zou, F.; Liu, Y.; Mou, C.; Zhu, S. A törésmutató érzékenységének optimalizálása nanofilmbevonatú hosszú távú szálrácsokban a diszperzió fordulópontja közelében. J. Light. Technol. 2020, 38, 889–897. [CrossRef]

62. Shu, X.; Zhu, X.; Wang, Q.; Jiang, S.; Shi, W.; Huang, Z.; Huang, DJEL Kettős rezonanciacsúcsok az LP015 burkolati módban hosszú periódusú rácsokban. Elektron. Lett 1999, 35, 649–651. [CrossRef]

63. Biswas, P.; Basumallick, N.; Bandyopadhyay, S.; Dasgupta, K.; Ghosh, A.; Bandyopadhyay, S. Fordulási pont hosszú távú rácsok érzékenységének növelése a kezdeti kapcsolási állapot hangolásával. IEEE Sens. J. 2015, 15, 1240–1245. [CrossRef]