Довгоперіодичні датчики волоконної решітки для хімічних і біомедичних застосувань

Анотація: Оптоволоконні біосенсори (OFBS) все частіше пропонуються завдяки їхнім внутрішнім перевагам перед звичайними датчиками, включаючи їх компактність, можливість дистанційного керування та стійкість до електромагнітних перешкод. У цьому огляді систематично представлені досягнення OFBS на основі довгоперіодичних волоконних решіток (LPFG) для хімічних і біомедичних застосувань з точки зору дизайну та функціональності. Чутливість такого датчика можна підвищити, сконструювавши пристрій для роботи в точці повороту дисперсії або поблизу неї, обходячи перехід режиму або їх комбінацію. Крім того, детально підсумовано декілька поширених методів функціональності, наприклад ковалентна іммобілізація 3-амінопропілтриетоксисилану (APTES) силанізація та функціоналізація оксиду графену (GO), а також нековалентна іммобілізація методу пошарового складання. Крім того, також були представлені відбивні датчики на основі LPFG з різними конфігураціями. Ця робота має на меті забезпечити всебічне розуміння біосенсорів на основі LPFG і запропонувати деякі майбутні напрямки дослідження.

cistanche tubulosa - покращує імунну систему

Ключові слова: біосенсори; волоконно-оптичний датчик; довгоперіодичні волоконні решітки; підвищення чутливості; метод функціоналізації

1. Введення

Біосенсори відіграють вирішальну роль у моніторингу навколишнього середовища та здоров’я людини завдяки ефективному й точному виявленню хімічних речовин і біомаси. Біосенсор зазвичай містить два основних компоненти: біорецептор і перетворювач [1]. При розробці біосенсора ключовим технологічним кроком є ​​вибір чутливого матеріалу, який підходить для біологічної мішені. Беручи до уваги властивості отриманих сполук, ще одним важливим кроком є ​​вибір перетворювача відповідно до хімічних або фізичних змін, викликаних молекулярною взаємодією між біологічною мішенню та біорецептором. Виробництво або споживання світла, тепла та хімічних речовин у процесі розпізнавання перетворюється на вимірювані сигнали [2]. Відповідно до цих механізмів можна вибрати відповідний перетворювач. Інформація, створена процесами розпізнавання, різноманітна; тому широко досліджені сенсори на основі електрохімії, термотики та оптики. Оптичні датчики, особливо ті, що базуються на оптичних волокнах, все частіше пропонуються в хімічних і біомедичних додатках завдяки їхнім внутрішнім перевагам перед звичайними датчиками. Волоконно-оптичні біосенсори (OFBS) зазвичай компактні та малі за розміром [3], тому можуть працювати з мінімальними об’ємами зразків. Крім того, OFBS здатні до мультиплексування, стійкі до електромагнітних перешкод [4] і дистанційно керовані. Кількість публікацій на OFBS також постійно зростала протягом останніх двох десятиліть (як показано на малюнку 1). Типовий принцип роботи OFBS базується на моніторингу зміни навколишнього показника заломлення (SRI), що виникає внаслідок зв’язування біологічної мішені на поверхні волокна, що призводить до зміни спектра, що виявляється [5]. Щоб підвищити чутливість до SRI, OFBS зазвичай оброблюють у мікроструктури та геометрично модифікують для створення сильного мимовільного поля в зоні чутливості.

Переваги Cistanche tubulosa- зміцнити імунну систему

Приклади таких пристроїв включають U-подібні та конічні оптичні волокна [6–10], D-подібні оптичні волокна [11,12], витравлені або нахилені волоконні брегговські решітки (FBG) [13–15], довгоперіодичні волоконні решітки ( LPFG) [16–20], резонанси з втратами (LMR) [21,22], поверхневий плазмонний резонанс (SPR) [23,24] Інтерферометри Маха–Цендера (MZI) [25,26], фотонно-кристалічний волоконний канал (PCF) ) [27,28] та пристрої Lab-on-Fiber [29–31]. Серед них деякі геометрично модифіковані волокна повинні повністю або частково видаляти оболонку, що впливає на міцність оптичних волокон, що є властивістю, яку слід враховувати в практичних застосуваннях. На щастя, ідеальною альтернативою для уникнення цієї шкідливої ​​операції є модуляція показника заломлення всередині оптичного волокна; волокно на основі грат зберігає міцну структуру та високу чутливість, особливо LPFG, які широко використовуються в датчиках показника заломлення, включаючи біохімічні датчики молекул [32,33], датчики газу [34–36] та датчики іонів [37,38]. ].

Рисунок 1. Зростання публікацій у залежності від років для ОФБС. Дані з Web of Science

У цьому огляді ми зосередили увагу на датчиках на основі LPFG для хімічних і біомедичних застосувань з точки зору дизайну та функціональності. По-перше, систематично впроваджується принцип біосенсорів на основі LPFG. Потім узагальнено кілька методів підвищення чутливості такого датчика та проілюстровано їх застосування в галузі біохімії. Крім того, ми детально описуємо застосування біосенсору такого датчика відповідно до кількох типових методів функціоналізації. Нарешті, ми підсумовуємо цей огляд і пропонуємо деякі майбутні напрямки для дослідження.

2. Принцип біосенсорів на основі LPFG

LPFG — це періодична модуляція (зазвичай з періодом Λ {{0}}–1000 мкм) RI в серцевині волокна, як показано на малюнку 2; модуляція може поєднувати світло від основної моди ядра (режим LP01) до мод оболонки, що поширюється вперед (моди LP0 m, де m=2, 3, 4, . . . ), і, отже, створює набір резонансних смуги ослаблення, зосереджені на дискретних довжинах хвиль у спектрі пропускання LPFG [18]. Крім того, умова фазового узгодження між ефективними константами поширення моди LP01 і моди LP0 m може бути виражена як [39]:

де 01 та (m) cl є константами поширення для моди LP01 та моди LP0 m відповідно. Λ – період гратки. Для ефективного RI (neff) моди LP01 і моди LP0 m вони можуть бути виражені через ne ff ,co= 2 01 π λ і n (m) eff ,clad=(m) cl λ 2π відповідно. У цьому випадку резонансні довжини хвилі (λres) визначаються ефективним RI моди LP01 та моди LP0 m, і можна отримати такий вираз [40]:

Рисунок 2. Схематична ілюстрація OFBS на основі LPFG

Для конкретного LPFG Λ може бути константою, а ne ff, co визначається RI серцевини та оболонки, тоді як n (m) eff, clad залежить від різниці між RI оболонки та SRI оболонки. Тому на резонансну характеристику впливає ефективний RI області оболонки, що є основним принципом біологічного виявлення. Таким чином, зміна резонансної довжини хвилі може бути представлена ​​змінами SRI, викликаними молекулярною взаємодією, що відбувається на поверхні волокна. Природно, біосенсор на основі LPFG може бути створений шляхом оснащення датчика хімічно реагуючими покриттями для вибіркового виявлення біологічних мішеней.

3. RI Підвищення чутливості біосенсора на основі LPFG

Для розробки біосенсора на основі LPFG найважливіша робота повинна бути зосереджена на тому, як підвищити чутливість такого датчика. Крім того, детальне дослідження показує, що найкраща продуктивність датчиків на основі чутливості RI може бути досягнута, коли SRI близький до RI оболонки (тобто 1,44–1,46 RIU) [41]. Слід зазначити, що більшість біосенсорів розроблено для роботи у водних розчинах (тобто 1,33–1,34 RIU), що сильно відрізняється від RI оболонки волокна, що призводить до того, що пристрій демонструє низьку чутливість до водних зразків. Для вирішення цієї проблеми протягом багатьох років було запропоновано кілька підходів. Продуктивність цих методів для біосенсорів на основі LPFG узагальнено в таблиці 1.

Таблиця 1. Порівняння різних методів покращення біосенсорів на основі LPFG.

Таблиця 1. Продовж.

3.1. Поворотний момент дисперсії

Найпопулярнішою методологією є розробка періоду та режиму оболонки на або поблизу точки повороту дисперсії (DTP) відповідно до його кривої узгодження фази (PMC), таким чином поєднуючи моду серцевини, що поширюється вперед, з модою оболонки високого порядку [62]. ]. Як показано на малюнку 3, взаємозв’язок між періодом решітки та резонансною довжиною хвилі демонструє PMC, а DTP можна спостерігати в PMC для кожної моди оболонки, де нахил для моди вищого порядку змінюється з позитивного на негативний як довжина хвилі збільшується. Отже, для заданого періоду решітки дві резонансні довжини хвилі по обидва боки від DTP з’єднані з однією модою оболонки, утворюючи резонанси з двома піками. Спектральна різниця між подвійними піками може бути параметром вимірювання, оскільки його довжина хвилі змінюється разом із реакцією LPFG на зміну SRI. У нашій попередній роботі [18] ми теоретично підтвердили, що максимальна чутливість LPFG до SRI може бути досягнута на або поблизу DTP. Датчики на основі LPFG, розроблені поблизу їх DTP, широко використовувалися в галузі біохімічного зондування протягом багатьох років через їх високу чутливість до водних проб. Однак можна зазначити, що LPFG на основі датчика DTP із широкосмуговим діапазоном розпадається на резонанси з подвійним піком, коли пристрій занурюється в навколишнє середовище з RI вищим за повітря (тобто воду). У цьому випадку пристрій може мати низький коефіцієнт чутливості, з тієї причини, що резонансна довжина хвилі далека від АКДС. Щоб полегшити цю проблему, група П. Бісваса теоретично та експериментально довела, що чутливість можна підвищити шляхом адаптації початкової сили зв’язку моди оболонки до конкретної моди оболонки вищого порядку на DTP [63]. F. Chiavaioli та ін. повідомили про біосенсор на основі LPFG поблизу його DTP з періодом гратки 165 мкм для виявлення анти-IgG [42]. На рисунку 4а показано результат моделювання залежності між PMC для режиму оболонки LP0,12 та діаметра оболонки волокна. Суцільна чорна лінія відповідає непротравленому волокну; діаметр оболонки протравлювали 1% розчином фтористоводневої кислоти. На малюнку 4b показано спектральну еволюцію LPFG з двома резонансними смугами під час процесу травлення. Спектри пропускання LPFG з двома резонансними смугами можна отримати до процесу травлення (dclad=125 мкм) і під час травлення з ближчими смугами (dclad=124.6 мкм і 124,2 мкм). Подальше зменшення діаметра оболонки до 123,8 мкм подвійні резонансні смуги були перетворені в єдину ширшу резонансну смугу (тобто до DTP). Потім він зникав, якщо діаметр оболонки постійно зменшувався. Під час оцінки ефективності біосенсора сополімер Eudragit L100 був прийнятий як хімічно модифікований шар для забезпечення вільних карбоксильних функціональних груп для іммобілізації IgG. Отриманий датчик на основі LPFG проводили в сироватці крові людини, де вимірювали виявлення концентрації анти-IgG до 70 мкг/л (460 пМ).

Рисунок 3. Розрахована зміна резонансної довжини хвилі моди з періодом LPFG. (a) Режими від m=1 до m=10. (b) Режими від m=11 до m=20. (c) Режими від m=21 до m=30. Маленькі кружечки вказують на точки повороту нахилів кривих, а LPFG демонструє найбільшу чутливість в області між двома пунктирними лініями. Прийнято з [18]. За ліцензією Creative Commons.

Окрім налаштування LPFG на певний режим оболонки вищого порядку на DTP шляхом зменшення діаметра оболонки, також була прийнята модуляція товщини функціонального шару. Група Korposh [43] запропонувала біосенсор на основі LPFG з використанням біотину як біорецептора для виявлення стрептавідину (SV). Як показано на малюнку 5, наночастинки кремнеземного ядра–золотої оболонки (SiO2:Au NPs) були нанесені на волокна за допомогою пошарового методу за допомогою полікатіонного шару полі(аліламінгідрохлориду) (PAH). Було зручно налаштувати біосенсор на основі LPFG, що працює на DTP, використовуючи метод пошарового осадження. Діаметр НЧ SiO2 також контролювався для вивчення впливу на чутливість, і результат показує, що більші НЧ SiO2 (тобто 300 нм) показали вищу чутливість. Це може сприяти створенню більш ефективної загасаючої хвилі в НЧ SiO2 діаметром 300 нм. Крім того, більші наночастинки SiO2 були більш сприятливими для відкладення біотину, таким чином підвищуючи здатність адсорбції SV. Нарешті, вони досягли виявлення SV з найнижчою виміряною концентрацією 2,5 нМ, і цей запропонований датчик можна було застосувати для націлювання на клінічно значущі білкові сполуки, потрібно лише замінити ліганд.

Рисунок 5. Схематичне зображення пошарового осадження плівки (PAH/SiO2:Au)2 на LPFG. Взято з [43]. За ліцензією Creative Commons.

З іншого боку, було доведено, що мода оболонки нижчого порядку може виникнути поблизу DTP шляхом зменшення діаметра оболонки, і тоді виходить більш чутлива здатність через посилення летючого поля [44]. Зважаючи на це, нещодавно з’явилася цікава пропозиція розробити режим оболонки найнижчого порядку (LP0,2 режим оболонки) LPFG поблизу DTP, щоб отримати пристрій високої чутливості [47]. Було виготовлено LPFG біля DTP з подальшим травленням діаметра оболонки до 20 мкм до появи моди LP0,2 біля DTP. Запропонований пристрій був інтегрований у закриту проточну кювету в діапазоні SRI від 1,333 до 1,3335 RIU для тестування, що призвело до чутливості 8751 нм/SRIU. Незважаючи на те, що він показав чудову продуктивність як рефрактометр, багато важливих факторів слід враховувати під час фактичного біосенсору. На основі вищесказаного та ж група розробила вищевказаний пристрій, використовуючи IgG/antiIgG як пару біокон’югатів для застосування біосенсору, досягнувши межі виявлення (LOD) 0,16 нг/мл (1,06 пМ) [48]. Одним словом, датчики на основі LPFG, розроблені на рівні або поблизу їх DTP, широко використовувалися для виявлення імуноглобуліну [42,46,64], бактерій [16,45,65,66], ДНК [67–69] та інших цілі [70–74].

Переваги добавки Cistanche - підвищення імунітету

3.2. Ефект переходу режиму

Як згадувалося у вступі, біохімічне зондування реалізується шляхом визначення змін SRI, коли шари біорецепторів, нанесені на область решітки, взаємодіють з мішенню. Цей принцип, по суті, пов’язаний з тим фактом, що невелика частина поля моди оболонки, гасне поле, поширюється назовні волокна та взаємодіє із зовнішнім середовищем, що призводить до n (m) eff, змін оболонки, які залежать від товщина області взаємодії та глибина проникнення миттєвого поля [75]. Було запропоновано ефект переходу режиму (MT) для оптимізації чутливості датчиків на основі LPFG до змін SRI. Це може статися шляхом покриття поверхні волокнистого покриття належною товщиною матеріалів з високим RI (HRI). Дель Вільяр та ін. створили комплексну теорію та чисельний метод у своїй літературі [76]. Було продемонстровано, що HRI-покриття можуть модифікувати один із режимів оболонки, що призводить до переходу між модами нижчого порядку, керованими оболонкою (тобто з вищим ефективним показником заломлення), до режимів, керованим покриттям, і, надалі, змінює значення n (m) eff, покритий, який можна використовувати для підвищення чутливості датчиків. Того ж року Andrea Cusano та ін. експериментально підтвердив перерозподіл режимів оболонки шляхом рівномірного осадження нанорозмірних покриттів HRI уздовж LPFG та їх вплив на чутливість RI [77]. Освічені цим, Yang et al. [49] виготовили датчик метану на основі LPFG, працюючи в MT з HRI накладенням полікарбонату (PC)/криптофану A. Вони використовували техніку автоматичного занурення, щоб налаштувати робочу точку датчика в області MT (основний RI чутливість становила 3,56 × 103 нм/RIU). Виявлення метану проводилося з високою чутливістю 2,5 нм/% і LOD 0,2 % (об./об.). Група Еспозіто повідомила про односторонній датчик на основі LPFG для виявлення газу бутану, модифікований за допомогою нанорозмірного покриття HRI з атактичного полістиролу [50]. За допомогою оптимізації діапазону товщини шару робоча точка пристрою може бути налаштована в межах МТ-області. Виявлення парів бутану було виконано з концентраціями до 1,0 об.%, що дало чутливість 2,2 нм/об.% і дало змогу виявити концентрації на рівні однієї десятої бутану нижче межі вибуховості. Та ж дослідницька група також виготовила датчик на основі LPFG з багатошаровою структурою; структурна схема показана на рисунку 6а [51]. Шар складається з плівки ПК і набагато тоншого шару оксиду графену (GO), де нанорозмірну товщину плівки ПК гнучко регулювали за допомогою техніки занурення, щоб налаштувати пристрій для роботи в MT-області. На малюнку 6b показано зсув довжини хвилі смуги ослаблення як функцію товщини PC, робочого повітря та розчину PBS як середовища. Другий шар GO був використаний завдяки його властивостям біосумісності та численним функціональним групам, які дали пристрою здатність зв’язувати біометричні молекули; потім була обрана високоафінна система стрептавідин-біотин для оцінки ефективності пристрою шляхом виявлення біотинільованого BSA, досягаючи LOD 0,2 аМ.

Рисунок 6. (а) Структура багатошарових волокон. (b) Числовий зсув довжини хвилі смуги ослаблення в залежності від товщини PC накладення. Друкується з дозволу [51]. Авторське право © 2018 Elsevier BV

На додаток до використання органічних матеріалів HRI як покриттів, багато неорганічних матеріалів також було вибрано для налаштування робочої точки в області MT. Основні переваги неорганічних матеріалів для покриття полягають у тому, що існує більший доступний діапазон значень RI та більше методів нарощування, а також те, що легше отримати рівномірну товщину порівняно з органічними матеріалами. Piestrzy´nska та ін. повідомили про біосенсор без міток на основі LPFG, нанесений тонким шаром оксиду танталу (TaOx) для чутливості до RI. Оскільки RI TaOx досягав 2 в ІЧ-спектральному діапазоні, товщина накладення точно контролювалася на субнанометрі, використовуючи метод осадження атомного шару. Чутливість RI отриманих датчиків на основі LPFG становила 11,500 нм/RIU в діапазоні RI від 1,335 до 1,345 RIU [52]. Постійно група Саха теоретично вивчала явище облицювання МП шляхом покриття HRI шаром Si3N4; результат показав, що чутливість RI була більше 100 мкм/RIU для водного розчину (тобто RI= 1.33) [53]. Іншим нещодавнім внеском групи Li., яка використовувала датчик на основі LPFG, покритий тонкими плівками Au-Si для визначення RI, було досягнення надвисокої чутливості 7267,7 нм/RIU (тобто близько RI= 1). 315); вони приписали цю чудову продуктивність МТ мод оболонки EH і сильному летячому полю, що проникає в оточення [54]. Незважаючи на те, що використовувалися різні типи матеріалів для покриття, від органічних до неорганічних, вони все ще мають негативний вплив на отриманий пристрій, включаючи його повторюваність, довгострокову стабільність і втрату поглинання [55]. Тому була застосована нова стратегія з використанням волокна з подвійною оболонкою (DCF) з W-подібним профілем RI. Група Еспозіто реалізувала ефект МТ для чутливості RI, вперше написавши LPFG, виготовлений у W-подібному DCF. РІ зовнішньої оболонки ДКФ був вищий за внутрішню; отже, зовнішнє покриття DCF діяло подібно до накладання HRI. Щоб налаштувати робочу точку на область MT цієї поради, зовнішнє покриття було протравлено хімічним реагентом. Нарешті, увага була зосереджена на чутливості SRI, досягнувши чутливості 420 нм/RIU у водному середовищі, що підтвердило, що цей пристрій можна використовувати для біохімічного зондування без покриття HRI [55]. Згодом вони розробили та випробували цей спеціальний структурний пристрій шляхом покриття нанорозмірним шаром GO, щоб запропонувати функціональні групи для ковалентного зв’язку антитіл. Для виявлення С-реактивного білка в сироватці було досягнуто робочого діапазону від 1 нг/мл до 100 мкг/мл і LOD 0,15 нг/мл [56]. Нещодавно та сама група повідомила про подібний біосенсор DCF для виявлення вітаміну D. Як показано на малюнку 7, нанометричний GO також був обраний для забезпечення карбоксильних функціональних груп для ковалентної іммобілізації Anti-VitD3. Було отримано селективне виявлення в діапазоні 1–1000 нг/мл у буферному розчині, і ці пристрої також добре показали себе в складному середовищі з інтерферуючими білками [57].

Рисунок 7. Схематичне зображення для виявлення вітаміну D на основі LPFG у DCF з шаром GO

3.3. Поєднання цих підходів

Коли пристрої LPFG застосовуються для біохімічного зондування, вони стикаються з різним діапазоном RI. Наприклад, для звичайного біорецептора (наприклад, білка, ДНК, антитіла) для виявлення біомішені (наприклад, білка, антигену) SRI змінюється від 1,333 до 1,353 RIU [12,45]. Однак для LPFG, модифікованого желатином як датчиком вологості, SRI змінюється від 1,3408 RIU до RI оболонки [78].

Подібним чином, МТ-ефект може направляти один із режимів оболонки до режимів, керованих покриттям, і визначений діапазон чутливості можна налаштувати шляхом точного регулювання товщини та зменшення діаметра оболонки [59,61]. Це вказує на те, що комбінація як DTP, так і ефекту MT може покращити чутливі властивості LPFG, включаючи високу чутливість і заданий робочий діапазон SRI. Наприклад, група Матеуша реалізувала чутливість RI 2000 нм/RIU в більш широкому діапазоні RI (1,34–1,356 RIU) [59]. У цій роботі діаметр оболонки та товщина покриття контролювалися в нанометровому діапазоні, щоб досягти як DTP, так і MT ефектів, використовуючи метод реактивного іонного травлення (RIE) і радіочастотного плазмового хімічного осадження з парової фази. Крім того, багато повідомлених робіт продемонстрували, що чутливість також можна покращити шляхом зменшення діаметра датчика на основі LPFG [42,79]. З огляду на це, Дель Вільяр [60] об’єднав діаметр оболонки з DTP і ефектом MT для оптимізації чутливості до SRI. Чисельний метод, заснований на точному розрахунку мод серцевини та оболонки та теорії зв’язаних мод, був використаний для аналізу оптимізації LPFG на основі трьох вищезгаданих факторів. Зрештою було отримано значну чутливість 143 × 103 нм/RIU, яка, як очікується, покращила роздільну здатність хімічних і біологічних сенсорів на основі LPFG. Нещодавно Fang та ін. також адекватно поєднав ефекти DTP і MT з використанням TiO2 як наноплівки з високим RI, нанесеної технологією атомно-шарового осадження [61]. Щоб зберегти спектральну різницю подвійних піків постійним, відповідний період решітки був обраний у різних LPFG, і різні товщини TiO2 були досліджені для оптимізації чутливості в певному діапазоні SRI. Як показано на малюнку 8, він показав чутливість до SRI 10,000 нм/RIU в діапазоні 1,336–1,3397 RIU, 42,000 нм/RIU в діапазоні 1,4526–1,4561 RIU, 15 ,000 нм/RIU в діапазоні 1,392–1,3971 RIU та 23 000 нм/RIU в діапазоні 1,44–1,4436 RIU. На рисунках 8c,d показано, що два діапазони високої чутливості можуть бути реалізовані в одному пристрої LPFG.

Рисунок 8. Спектри пропускання та резонансний зсув довжини хвилі в різних діапазонах SRI. (a) Наноплівка TiO2 65 нм, Λ=230,5 мкм. (б) 15 нм TiO2 наноплівки, Λ=237 мкм. (c,d) 50 нм наноплівка TiO2, Λ=230 мкм. Взято з [61]. За ліцензією Creative Commons.

4. Функціоналізація біосенсорів на основі LPFG

Важливо відзначити, що біосенсор на основі LPFG застосовується для вимірювання зміщення довжини хвилі, спричиненого зміною RI поверхні пристрою через селективну адсорбцію для цільових молекул на поверхні, а не для вимірювання зсуву довжини хвилі, спричиненого зміною RI об’ємного оточуючого середовища. Таким чином, функціоналізація біосенсора на основі LPFG є фундаментальним кроком у реалізації біохімічних застосувань. Як правило, функціональні шари з двох частин наносяться на поверхню біосенсора на основі LPFG: одна частина є шаром-носієм, який використовується для іммобілізації біорецептора, а інша є шаром біорецептора, який використовується як елемент розпізнавання (ферменти, білки, антитіла і так далі) для вибіркового захоплення мішені. Тому для іммобілізації біорецепторного шару на оптичному волокні застосовувалися різні методи. Порівняння між біорецептором, мішенню та продуктивністю різних методів функціональності біосенсорів на основі LPFG можна побачити в таблиці 2.

Таблиця 2. Порівняння різних звітів про функціональність біосенсорів на основі LPFG

4.1. АПТЕС Силанізати

Найефективніший метод функціональності біосенсора на основі LPFG заснований на ковалентній іммобілізації завдяки його постійному прикріпленню до біорецептора. Силанізація 3- 3-амінопропілтриетоксисилану (APTES) є поширеним і ідеальним методом, який використовується в більшості хімічних модифікацій кремнеземних субстратів. Цей метод був успішно реалізований для ковалентної іммобілізації білка [101,102], ДНК [67,68], антитіл [17,82,103] тощо. У цьому випадку оптичне волокно вимагає етапу попередньої обробки для формування силанольних груп (Si-OH) шляхом занурення в KOH/NaOH, кислоту або розчин піраньї. Подібним чином етоксигрупи (–OCH2CH3), що існують у молекулі APTES, також можуть утворювати Si-OH через реакцію гідролізу у водному середовищі [104]. Потім конденсація між Si-OH призводить до утворення силоксанового (Si-O-Si) зв’язку, що дозволяє молекулам APTES знерухомитися на поверхні волокна. Крім того, сусідні молекули APTES можуть утворювати полімерну матрицю шляхом конденсації, що призводить до утворення вільних амінофункціональних (–NH2) поверхонь кремнеземних підкладок [105]. Після завершення силанізації відбувається стадія активації карбоксильних груп на антитілах або ферментах за допомогою 1-етил-3-(3- диметиламінопропіл)карбодиіміду гідрохлориду (EDC) і N-гідроксисукцинімімід (NHS). Тоді антитіла або ферменти можуть зв’язуватися з групами –NH2 шляхом утворення амідних зв’язків, водневих зв’язків або електростатичної взаємодії [106]. Група Anjli запропонувала ферментативний біосенсор на основі LPFG через стабільне ковалентне зв’язування ферменту ліпази для виявлення триацилгліцеридів [80]. Фігура 9 показує стадію іммобілізації ферменту ліпази; фермент ліпаза зв’язувався з поверхнею волокна шляхом утворення амідних зв’язків між групами –NH2 на волокні та групами –COOH ферменту. Зсув довжини хвилі вимірювали разом із ферментом, який взаємодіє з мішенню. Було виміряно виявлення концентрації триацилгліцеридів до 17,71 мг/дл; спеціальний тест також проводився на крові людини, і весь експеримент проводився при постійній температурі 37 ◦C. Силанізація APTES для іммобілізації глюкозооксидази також була проведена Wu [81]. У цій роботі глюкозооксидазу було іммобілізовано на S-подібному LPFG за допомогою технології силанізації APTES і використано як біорецептор для виявлення глюкози. Варіацію втрати передачі використовували як вимірювання, пов'язане з глюкозооксидазою та специфічним зв'язуванням глюкози. Експериментальні результати показують, що запропонований датчик мав чутливість 6,229 дБ/мас.% в діапазоні від 0∼до 1 мас.%. Зовсім недавно Ган та ін. [39] розробили датчик на основі LPFG на основі антитіл до яєчного жовтка (IgY), ковалентно іммобілізованих силанізацією APTES для виявлення Staphylococcus aureus. Тест на виявлення можна було завершити приблизно через 20 хвилин, і виявлення Staphylococcus aureus було виконано до 33 КУО/мл. Таким чином, розроблений пристрій для виявлення Staphylococcus aureus, як очікується, буде застосовуватися в галузі виявлення медицини та харчових продуктів.

Малюнок 9. Іммобілізація ферментів для створення шару біорозпізнавання на зонді з оптичного волокна. Друкується з дозволу [80]. Авторське право © 2015 Elsevier BV

4.2. Функціоналізація GO

Незважаючи на те, що волокно, функціоналізоване аміногрупою, широко пропонується, єдина функціональна група робить його нездатним зв’язуватися з іншими видами біологічних рецепторів, що обмежує його застосування. Різні дослідницькі групи зосередили свою увагу на GO; поверхня волокна хімічно або фізично наноситься нанолистами GO після силанізації. GO багата кисневмісними функціональними групами, такими як епоксидна, гідроксильна та карбоксильна, які забезпечують GO здатністю ковалентно зв’язувати різні біомолекули [107]. Більше того, ГО також наділений здатністю адсорбувати біомолекули шляхом нековалентної іммобілізації, такої як електростатична, взаємодія водневих зв’язків та π–π стекінгу [108,109]. Чен та ін. [46] повідомили про подвійний піковий LPFG, нанесений на нанопластини GO для іммобілізації IgG та IgG/анти-IgG як пари біокон’югатів для імуносенсингу. Вони прийняли нову стратегію осадження GO, яка базується на хімічному зв’язуванні з наступною фізичною адсорбцією. Між APTES-силанізованим волокном і GO виник хімічний зв’язок. Тим часом нанопласти GO були фізично адсорбовані на поверхні волокна разом із випаровуванням води. Нарешті, датчик на основі LPFG, депонований GO, був занурений у розчин IgG і ковалентно зв’язаний разом за допомогою хімії зшивання EDC/NHS. Виявлення анти-IgG було досягнуто до концентрації 7 нг/мл у буфері PBS. Повторне використання датчика також було здійснено шляхом видалення зв’язаного анти-IgG. Послідовно та ж група розробила виявлення гемоглобіну на основі сенсора на основі LPFG, функціоналізованого нанолистами GO [85]. Як показано на малюнку 10, хімічний зв’язок із наступною стратегією фізичної адсорбції також був прийнятий для осадження GO, а принцип чутливості ґрунтувався на вимірюванні зміни інтенсивності резонансу, спричиненого нековалентною взаємодією між молекулами гемоглобіну та GO. Бажана товщина GO контролювалася до 501,8 нм, що забезпечувало значну взаємодію світло-матерія між миттєвим полем і цільовими молекулами. Розроблений датчик був виконаний з чутливістю -77 дБ/RIU та LOD 0,05 мг/мл для виявлення гемоглобіну.

Рисунок 10. Схема осадження GO на пристрої на основі LPFG. (a) Процес лужної обробки, (b) силанізація APTES, (c) епоксидна група GO прореагувала з аміногрупою APTES-силанізованої поверхні волокна, і (d) нанопласти GO були нанесені на поверхню волокна. Друкується з дозволу [85]. Авторське право © 2018 Elsevier BV

Нещодавно межі виявлення та метод осадження були додатково вдосконалені Wang та ін. [{{0}}]. У цій роботі мікроконусний LPFG був нанесений на нанопластини GO для виявлення гемоглобіну. Після завершення хімічного зв’язку з наступною фізичною адсорбцією вони скористалися ефектом оптичного пінцета для подальшого посилення взаємодії між нанолистами GO та волокном. Товщина GO 203,6 нм була іммобілізована на мікроконусному LPFG. Було отримано LOD {{10}}.02 мг/мл у різних заважаючих сполуках. Нещодавно та сама група розробила біосенсор із такою ж структурою для виявлення бичачого сироваткового альбуміну (BSA) [87]. Механізм чутливості ґрунтується на вимірюванні зсуву довжини хвилі, спричиненого ковалентним зв’язком між GO та BSA. LOD 0,043 мг/мл, 0,029 мг/мл і 0,032 мг/мл були досягнуті у DI воді, сечовині та глюкозі відповідно. Подібним чином вони також запропонували мікроконусоподібний LPFG, функціоналізований нанокомпозитами GO/полідопамін для зондування іонів кобальту [88]; нанокомпозити були нанесені на мікроконусну поверхню LPFG за рахунок силанізації APTES з наступним ефектом оптичного пінцета. Запропонований датчик показав чутливість 2,4 × 10−3 дБ/ppb в діапазоні концентрацій іонів кобальту від 1 ppb до 107 ppb, і було досягнуто межі виявлення концентрацій лише 0,17 ppb. Сенсори на основі LPFG з мікроконусами, функціоналізовані GO, також були реалізовані для виявлення іонів Na+ та Mn2+ у [110] та виявлення іонів Ni2+ у [89].

cistanche tubulosa - покращує імунну систему

Натисніть тут, щоб переглянути продукти Cistanche Enhance Imunity

【Запитуйте більше】 Електронна пошта:cindy.xue@wecistanche.com / Whats App: 0086 18599088692 / Wechat: 18599088692

4.3. Пошаровий метод складання

Спосіб ковалентної модифікації волокон, представлений вище, має хорошу стабільність; однак контролювати товщину складніше, наприклад контролювати концентрацію та час реакції. Реалізація функціонального покриття з контрольованою товщиною також є фактором, який слід враховувати при оптимізації чутливості датчика пристрою на основі LPFG. Пошарова збірка (LbL) забезпечує багатообіцяючий спосіб точного осадження функціонального покриття з нанометровою товщиною [70,111], кероване електростатичною взаємодією між протилежно зарядженими поліелектролітами [112,113]. Група Tian [90] розробила датчик солоності на основі LPFG, покритого чутливістю до іонної сили поліелектролітних багатошарових шарів хітозану (CHI)/полі(акрилової кислоти) (PAA) методом складання LbL. Весь процес осадження повторювався 20 рази шляхом занурення пристрою в полікатіон CHI і поліанион PAA відповідно. Цікаво, що резонансний зсув довжини хвилі LPFG змінився з червоного на синій зі збільшенням концентрації солі. Це можна пояснити зменшенням або розбуханням покриття у відповідь на інший діапазон концентрації NaCl. Чутливість 36 нм/М була отримана в діапазоні 0,5–0,8 М. Очікувалося, що це дослідження також буде застосовано до біомедицини та доставки ліків. Аналогічно, та сама група також запропонувала датчик солоності, покритий гідрогелем, що реагує на іонну силу, на LPFG [91]. Двокомпонентні поліелектроліти, осаджені LbL, можуть спричинити певні проблеми, наприклад, перехресну чутливість до рН і нелінійні зв’язки між резонансним зсувом довжини хвилі та концентрацією солоності. Як показано на малюнку 11, у цій роботі було створено новий датчик, покритий кватернізованим полі (4-вінілпіридин) (qP4VP) гідрогелем за допомогою збірки LbL з подальшим хімічним зшиванням. Варто зазначити, що поліаніон ПАА селективно вивільнявся з покриття після хімічного зшивання для отримання однокомпонентного гідрогелю. Чутливість розробленого датчика становила 7 нм/моль, а між резонансним зсувом довжини хвилі та концентрацією солоності в діапазоні 0,4–0,8 мкм спостерігалася хороша лінійна залежність.

Малюнок 11. Виготовлення гідрогелевого покриття q37P4VP. Взято з [91]. За ліцензією Creative Commons

Інші поліелектролітні функціональні покриття також були нанесені на біосенсор на основі LPFG методом складання LbL. Біосенсор на основі LPFG, покритий нанозібраною тонкою плівкою полі(діалілдиметиламоній хлориду) (PDDA) і тетракіс(4-сульфофеніл)порфіну (TSPP) за допомогою техніки LbL для виявлення газу аміаку, був виготовлений Лі та ін. al. [92]. Група Абд-Рахмана виготовила шар покриття з наночастинок PDDA/полі(п-стиролсульфонат натрію) (PSS)-Au на поверхню LPFG за допомогою техніки LbL для зондування іонів ртуті (II) [93]. Розроблений датчик мав чудову продуктивність у діапазоні концентрацій іонів ртуті (II) від 0.5 до 10 ppm. Лю та ін. [64] розробили біосенсор на основі LPFG, покритий полі(аліламін гідрохлоридом) (PAH)/наночастинками кремнезему, вкритими золотом, за допомогою методу LbL для виявлення стрептавідину та імуноглобуліну M (IgM). Ni та ін. [94] досліджували датчик на основі LPFG з покриттям з полі(етиленіміну) (PEI) та полі(акрилової кислоти) (PAA) для визначення pH; шар покриття покращив дисперсію та адгезійну здатність багатошарових вуглецевих нанотрубок. Група Tian [95] розглядала PAH/PAA як поліелектролітну функціональну оболонку, нанесену збіркою LbL для зв’язування специфічних антитіл для виявлення Staphylococcus aureus. Поліелектролітне функціональне покриття може сприяти адгезії бактерій, і виявлення з LOD 224 КУО/мл було продемонстровано в PBS.

4.4. Інші методи

Спосіб функціональності оптичного волокна певною мірою залежить від середовища застосування. Метод функціональності оптичних волокон, що застосовуються в повітрі, є більш лаконічним і простішим, ніж ті, що застосовуються у водних розчинах. Наприклад, техніка занурення покриття, яка проста в експлуатації та дозволяє легко контролювати товщину чутливої ​​плівки, широко використовується в зондуванні газу. Група Фенга [96] повідомила про композитні плівки сульфіду молібдену/лимонної кислоти, які були нанесені за допомогою методів золь-гель і занурення на LPFG для вимірювання слідів газоподібного сірководню. На малюнку 12 показано SEM-зображення поверхні та поперечного перерізу LPFG, покритого композитними плівками сульфіду молібдену/лимонної кислоти. На малюнку 12b можна побачити, що товщина плівки рівномірно контролювалася при 590 нм. Запропонований датчик продемонстрував високу чутливість 10,52 пм/млн в діапазоні концентрацій сірководню від 0 до 70 ч/млн, а сірководень виявлявся аж до концентрації 0,5 ч/млн. . Ця ж група також вивчала конічний датчик на основі LPFG, функціоналізований композитними плівками сульфіду молібдену/лимонної кислоти для визначення газу сірководню [114]. Була досягнута чутливість 16,65 пм/млн. Крім того, групою Дінг [97] був розроблений сенсор на основі LPFG, покритий GO, для виявлення газу оксиду азоту (NO). Покриття були виготовлені методом занурення після обробки 5% розчином HNO3. Датчик NO продемонстрував чудові характеристики чутливості в діапазоні концентрації NO від 0 до 400 ppm. Сю та ін. запропонував датчик на основі LPFG, нанесений композитами GO/ацетат целюлози для визначення аміаку [115]. Для нанесення цих композитів було використано метод хімічного зшивання та техніку занурення. Запропонований датчик аміаку продемонстрував чудову чутливість (98,32 пм/млн).

Рисунок 12. SEM-зображення (а) бічної поверхні LPFG і (b) поперечного перерізу покритого композитною мембраною LPFG. Друкується з дозволу [96].

Крім того, металоорганічні каркаси (MOF) завдяки своїм відмінним властивостям регульованої пористості, великої внутрішньої площі поверхні та органічних функціональних можливостей широко застосовуються для функціональності датчиків на основі LPFG для вимірювання газу та інших датчиків. MOF – це гібридні кристалічні наноматеріали, що складаються з катіонів металів і органічних лігандів [116–118]. Методи функціоналізації оптичних волокон за допомогою MOF в основному зосереджені на кристалізації in situ [119,120]. Група Корпоша розробила датчик органічних парів на основі LPFG, функціоналізований плівками цеолітового імідазолу-8 (ZIF-8) ​​[121]. Як показано на малюнку 13a, плівки ZIF-8 були нанесені на поверхню LPFG за допомогою техніки кристалізації in situ. Спектр пропускання LPFG контролювався під час кожного етапу модифікації. Рівномірна товщина ZIF-8 показана на SEM-зображеннях на малюнку 13b. Нарешті, цей запропонований датчик був виконаний із чутливістю 0.015 ± {{20}}.001 і 0.018 ± 0.0015 нм/ppm і LOD 6.67 і 5.56 ppm для ацетону та етанолу відповідно в [98]. Та ж група виготовила датчик вуглекислого газу (CO2) на основі LPFG, модифікований тонкою плівкою HKUST-1, використовуючи кристалізацію in situ та техніку LbL [99]. Виявлення CO2 було виконано з LOD 401 ppm. Крім того, MOF також можна використовувати як потенційні матриці для інтеграції ферментів [122]. Чжу та ін. повідомили, що ZIF-8, інкапсульований глюкозооксидазою (GOx), був нанесений на LPFG шляхом кристалізації in situ [100]. Була отримана чутливість 0,5 нм/мм в діапазоні 1–8 мМ для виявлення глюкози.

5. Відбиваючі датчики на основі LPFG

Оскільки датчик на основі LPFG може поєднувати світло від основної моди ядра до режимів оболонки, що поширюється вперед, він створює набір резонансних смуг ослаблення, центрованих на дискретних довжинах хвиль у спектрі пропускання. Однією з особливостей датчиків на основі LPFG є їхня робота в режимі пропускання, що незручно для деяких біологічних застосувань, коли їх потрібно вводити у флаконі/пробірках. З точки зору реалізації мініатюризації, порт випромінювання світла та порт збору сигналу повинні бути розгорнуті на одній грані. Крім того, чутливість до вигину може створювати перешкоди переданому оптичному сигналу [123]. Тому є деякі роботи, де робота режиму передачі LPFG трансформується в роботу режиму відображення. Swart, PL запропонував інтерферометр Майкельсона з одним зондом на основі LPFG, де фазовий зсув інтерферометра залежить від RI оточення [124]. Кім Д. У. також розробив одноволоконний зонд на основі двох інтерферометрів, LPFG у режимі відбиття для вимірювання RI та внутрішнього інтерферометра Фабрі–Перо для вимірювання температури [125]. Незважаючи на те, що датчик інтерферометра на основі LPFG працював у режимі відбиття, загальна довжина датчика могла бути принаймні 4~5 см через природу інтерферометра [124,126], що було незручно для виявлення in vivo. Jiang та ін. розробив компактний відбиваючий датчик LPFG, покриваючи алюмінієвою плівкою лише торцеву грань оболонки, а потім відображаючи лише моди оболонки [127]. Довжина запропонованого пристрою зазвичай становила 0.5~3 см, що було так само, як і звичайний датчик на основі LPFG. Однак був застосований складний процес нанесення покриття. Rana S. та ін. використовував економічно ефективний метод покриття щіткою з використанням доступної срібної пасти для створення відбивного датчика LPFG. Розроблений пристрій виконано з коефіцієнтом температурної чутливості 0.046 нм/◦C в діапазоні від 23 ◦C до 200 ◦C [128]. У роботі [129] було виготовлено відбивний датчик на основі LPFG з петлевим дзеркалом Саньяка (SFLM) для вимірювання RI та температури. Одночасне вимірювання RI та температури може бути досягнуто цим пристроєм через різну чутливість до RI та температури LPFG та SFLM. Іншою неминучою проблемою відбивних датчиків на основі LPFG є генерація небажаних інтерферометричних смуг, які перекривають смуги ослаблення LPFG [130,131]. Деякі ефективні підходи зосереджені на точному розщепленні в кінці LPFG [123] або поліровці після розщеплення [132] для отримання унікальної смуги ослаблення. У [123], як показано на малюнку 14, кінець решітки був точно сколений і покритий відбиваючим шаром. Щоб підвищити чутливість цього пристрою до SRI, на поверхні волокна було модифіковано покриття HRI з атактичного полістиролу. Потім на волокно було нанесено полі(метилметакрилат)-ко-метакрилову кислоту як біофункціональний шар для ковалентної іммобілізації біорецептора. Виявлення лактамаз класу С було досягнуто до концентрації порядку кількох десятків нМ у буфері PBS.

Малюнок 14. (a) Схематичний вигляд остаточного відбивного перетворювача LPFG; (b) експериментальна та чисельна чутливість SRI; (c) фотографія, що демонструє відбивний біосенсорний зонд LPFG, розроблений у цій роботі. Друкується з дозволу [123]. Авторське право © 2016 Elsevier BV

Villar ID та ін. [133] запропонували більш простий спосіб отримання однієї смуги ослаблення; кінець волокна був покритий срібним дзеркалом, яке могло поглинати потужність, що передається через моди оболонки. Що ще цікавіше, Dey TK та ін. [101] видалили частину LPFG у довільному місці без вимоги точного сколювання чи полірування. Небажані резонансні смуги можуть бути видалені шляхом налаштування PMC режиму оболонки; він також виграв завдяки підвищенню чутливості RI цього пристрою. Нарешті, була отримана чутливість RI ~1300 нм/RIU.

6. Висновки

У цьому огляді висвітлюється основний принцип роботи датчиків на основі LPFG та їх механізми сенсибілізації та підвищення чутливості для хімічних і біомедичних застосувань. Основний принцип біосенсорів на основі LPFG полягає в тому, що зміни SRI можна перетворити на вимірювання резонансного зсуву довжини хвилі або варіації втрат передачі. Щоб підвищити чутливість біосенсорів на основі LPFG для хімічних і біомедичних застосувань, у нещодавно опублікованих звітах було прийнято дві основні методології. Один полягає в розробці LPFG, що працює на або поблизу DTP, що може бути реалізовано шляхом налаштування періоду решітки, діаметра оболонки або товщини функціонального шару. Ця методологія має хороші результати для виявлення імуноглобуліну, бактерій, ДНК та інших мішеней. Іншим є ефект МТ, який можна реалізувати шляхом покриття поверхні волокнистої оболонки належної товщини матеріалів HRI. Доведено, що ця методологія добре працює при виявленні органічних газів (наприклад, метану та бутану) і білка (наприклад, біотинільованого BSA, С-реактивного білка). Поєднання цих стратегій також розглядається в цій статті. З іншого боку, функціоналізація біосенсорів на основі LPFG є необхідним кроком для досягнення специфічного зондування. Як показано в таблиці 2, ми підсумовуємо кілька загальних методів функціоналізації, що відповідають різним типам рецепторів. Силанізація APTES зазвичай застосовується для ковалентного зв’язування антитіл або ферментів, подальша функціональність за допомогою GO може надати пристрою можливість ковалентного зв’язування більшої кількості типів рецепторів завдяки великій кількості функціональних груп GO. Крім того, у цій статті розглядається збірка LbL, метод нековалентної функціоналізації. Перевага цього методу в тому, що він більш зручний і дозволяє точно контролювати товщину функціонального шару. Цей метод був застосований для осадження поліелектролітів для визначення солоності та рН, а також виявлення іонів, газів і бактерій. Інші методи функціональності (наприклад, нанесення покриття зануренням і методи кристалізації in situ) також були розглянуті. Крім того, також були представлені відбивні датчики на основі LPFG. Хоча продемонстровані LPFG у конфігураціях відбиття виявляють меншу чутливість, їх можна вводити у флакон/пробірку, що є більш зручним і практичним для їх хімічних або біомедичних застосувань. У цьому огляді було показано, що LPFG є перспективною сенсорною платформою для хімічних і біомедичних застосувань. Важливим майбутнім напрямком має бути використання інноваційних матеріалів для покриття та методів функціональності для виявлення більшої кількості видів біомолекул. Крім того, власну здатність мультиплексування OFBS слід використовувати в датчиках на основі LPFG для досягнення багатопараметричних або багатоцільових вимірювань шляхом запису різних граток в одному пристрої. У складних вимірювальних середовищах слід зосередити більше зусиль на зменшенні або усуненні впливу перехресної чутливості (наприклад, температури, деформації) на датчики на основі LPFG.

cistanche tubulosa - покращує імунну систему

Список літератури

1. Міттал, С.; Каур, Х.; Гаутам, Н.; Манта, А. К. Біосенсори для діагностики раку молочної залози: огляд рецепторів, перетворювачів і стратегій посилення сигналу. Біосенс. Біоелектрон. 2017, 88, 217–231. [CrossRef] [PubMed]

2. Mehrotra, P. Біосенсори та їх застосування—Огляд. J. Oral Biol. Краніофак. рез. 2016, 6, 153–159. [CrossRef]

3. Поллі, Н.; Басак, С.; Хасс, Р.; Pacholski, C. Волоконно-оптичні плазмонічні датчики: забезпечення чутливих біосенсорних платформ з мінімальним лабораторним обладнанням. Біосенс. Біоелектрон. 2019, 132, 368–374. [CrossRef]

4. Роріз, П.; Сільва, С.; Фразо, О.; Novais, S. Оптоволоконні датчики температури та їх біомедичне застосування. Датчики 2020, 20, 2113. [CrossRef]

5. Еспозіто, Ф.; Срівастава, А.; Сансоне, Л.; Джордано, М.; Кампопіано, С.; Iadicicco, A. Біосенсори без міток на основі довгоперіодних волоконних решіток: огляд. IEEE Sens. J. 2021, 21, 12692–12705. [CrossRef]

6. Вен Х.-Ю.; Хуан, К.-В.; Лі, Ю.-Л.; Чен, Ж.-Л.; Є, Ю.-Т.; Чіанг, К.-К. Ламповий U-подібний волоконний біосенсорний детектор для мікроРНК. Датчики 2020, 20, 1509. [CrossRef]

7. Чень К.-Ч.; Лі, Ю.-Л.; Ву, К.-В.; Чіанг, К.-К. Датчик глюкози з використанням U-подібного оптичного волоконного зонда з наночастинками золота та глюкозооксидазою. Датчики 2018, 18, 1217. [CrossRef]

8. Лю, Дж.; Xing, Y.; Чжоу, X.; Чен, Г.Й.; Shi, H. U-подібний оптоволоконний флуоресцентний флуоресцентний імунний датчик, удосконалений косими променями світла, для Microcystin-LR. Біосенс. Біоелектрон. 2021, 176, 112902–112908. [CrossRef]

9. Чен, Л.; Ленг Ю.-К.; Лю, Б.; Лю, Дж.; Ван, С.-П.; Ву, Т.; Юань, Дж.; Шао, Л.; Гу, Г.; Fu, YQJS; та ін. Надвисокочутливий оптоволоконний біосенсор без міток на основі конічного одномодового сполучника без серцевини для виявлення Staphylococcus aureus. Sens. Actuators B Chem. 2020, 320, 128283. [CrossRef]

10. Кумар, Р.; Ленг, Ю.; Лю, Б.; Чжоу, Дж.; Шао, Л.; Юань, Дж.; Фан, X.; Ван, С.; Ву, Т.; Лю, JJB Bioelectronics, ультрачутливий біосенсор на основі магнітних мікросфер, покращений мікроволоконний інтерферометр. Біосенс. Біоелектрон. 2019, 145, 111563. [CrossRef]

11. Кверо, Г.; Кресцітеллі, А.; Паладіно, Д.; Консалес, М.; Буошіоло, А.; Джордано, М.; Кутоло, А.; Cusano, A. Довгоперіодична волоконна решітка з невидимою хвилею в D-подібних оптичних волокнах для високочутливого виявлення показника заломлення. Sens. Actuators B Chem. 2011, 152, 196–205. [CrossRef]

12. Джанг, Г. С.; Парк, К.Н.; Кім, JP; Сім, SJ; Квон, О.Я.; Хан, Ю.-Г.; Лі, К. С. Чутливий ДНК-біосенсор на основі довгоперіодної гратки, сформованої на полірованій збоку поверхні волокна. Opt. Експрес 2009, 17, 3855–3860. [CrossRef] [PubMed]

13. Бекмурзаєва А.; Дюкенбаєв К.; Шаймерденова М.; Бекніязов І.; Аюпова Т.; Сипабекова, М.; Molardi, C.; Тосі, Д. Бреггівська решітка з витравленим волокном, біосенсор, функціоналізований аптамерами для виявлення тромбіну. Sensors 2018, 18, 4298. [CrossRef] [PubMed]

14. Сипабекова, М.; Корганбаєв С.; Гонсалес-Віла, А.; Caucheter, C.; Шаймерденова М.; Аюпова Т.; Бекмурзаєва А.; Вангеліста, Л.; Tosi, D. Функціоналізований аптасенсор із гратами Брегга з витравленим нахиленим волокном для виявлення білка без міток. Біосенс. Біоелектрон. 2019, 146, 111765. [CrossRef]

15. Лобрий М.; Fasseaux, H.; Лоєз, М.; Ча, К.; Goormaghtigh, E.; Ваттієз, Р.; К'явайолі, Ф.; Caucheter, C. Plasmonic Fiber Grating Biosensors Demodulated Through Spectral Envelopes Intersection. Я. Світло. технол. 2021, 39, 7288–7295. [CrossRef]

16. Целебанська, А.; Чініфорушан, Ю.; Янік, М.; Мікуліч, П.; Селламутху, Б.; Перро, Ж.; Bock, WJ. Решітка з довготривалими волокнами, натхненна вуглеводами, для виявлення бактерій без міток. IEEE Sens. J. 2019, 19, 11965–11971. [CrossRef]

17. Сяо, П.; нд, З.; Хуан, Ю.; Лін, В.; Ге, Ю.; Сяо, Р.; Лі, К.; Лі, З.; Лу, Х.; Ян, М.; та ін. Розробка оптичного мікроволоконного імунного датчика для аналізу простат-специфічного антигену з використанням дифракційної довгоперіодної решітки високого порядку. Opt. Експрес 2020, 28, 15783–15793. [CrossRef]

18. Шу, X.; Чжан, Л.; Бенніон, І. Характеристики чутливості довгоперіодних волоконних решіток. Я. Світло. технол. 2002, 20, 255–266.

19. Пілла, П.; Троно, К.; Бальдіні, Ф.; К'явайолі, Ф.; Джордано, М.; Кузано, А. Гігантська чутливість довгоперіодних решіток у перехідному режимі поблизу точки повороту дисперсії: інтегрований підхід до проектування. Opt. Lett. 2012, 37, 4152–4154. [CrossRef]

20. Цуполіні, С.; Кверо, Г.; Консалес, М.; Діодато, Л.; Вайано, П.; Вентуреллі, А.; Сантуччі, М.; Спіракіс, Ф.; Кості, М.П.; Джордано, М.; та ін. Волоконно-оптичний варіант без міток для виявлення лактамаз класу С, які експресуються бактеріями, стійкими до ліків. Біомед. Opt. Експрес 2017, 8, 5191–5205. [CrossRef]

21. К'явайолі, Ф.; Джаннер, Д. Оптоволоконне зондування з резонансами в режимі втрат: застосування та перспективи. Я. Світло. технол. 2021, 39, 3855–3870. [CrossRef]

22. Лін, Ю.-К.; Чень, Л.-Й. Тонке застосування індукованого електричним полем резонансу в режимі втрат для покращення продуктивності оптичного планарного хвилеводного біосенсора. Біосенсори 2021, 11, 86. [CrossRef] [PubMed]

23. Ван, В.; Мей, З.; Чен, Ю.; Ван, Дж.; Лі, Л.; Су, К.; Лі, X.; Хонг, X. Волоконно-оптичний SPR-біосенсор без міток для специфічного виявлення С-реактивного білка. Sci. Rep. 2017, 7, 16904. [CrossRef] [PubMed]

24. Хуанг К.; Чжоу, Ю.; Ю, Г.; Zeng, J.; Лі, К.; Шен, К.; Ву, X.; Го, Р.; Чжан, К.; Zheng, B. Глутатіон-функціоналізований датчик довгоперіодичних волоконних решіток на основі поверхневого плазмонного резонансу для виявлення іонів As3+. Нанотехнології 2021, 32, 485501. [CrossRef]

25. Чалян Т.; Гайдер, Р.; Паскардіні, Л.; Занетті, М.; Фальке, Ф.; Шрейдер, Е.; Гейдеман, Р.Г.; Педерцоллі К.; Павесі, Л. Біосенсори на основі асиметричного інтерферометра Маха-Цендера для виявлення афлатоксину М1. Біосенсори 2016, 6, 1. [CrossRef]

26. Янік, М.; Бжозовська, Е.; Czyszczo ´n, P.; Челеба ´нська, А.; Коба, М.; Гамян, А.; Бок, В. Дж.; ´Smietana, M. Аптасенсор з оптичного волокна для виявлення бактерій без міток у малих обсягах. Sens. Actuators B Chem. 2021, 330, 129316. [CrossRef]

27. Лю, К.; Ма, З.; Ву, К.; Wang, W. Біохімічний датчик заснований на фотонно-кристалічному волокні з рідкою серцевиною, наповненим золотом, сріблом і алюмінієм. Opt. Лазерна техніка. 2020, 130, 106363. [CrossRef]

28. Махфуз, М.А.; Хоссейн, MA; Хаке, Е.; Хай, NH; Наміхіра, Ю.; Ахмед, Ф. Плазмонний датчик заломлення на основі фотонного кристалічного волокна з біметалевим покриттям і низькими втратами при розповсюдженні. Датчики 2019, 19, 3794. [CrossRef]

29. Консалес, М.; Кверо, Г.; Спазіані, С.; Принципе, М.; Мікко, А.; Галді, В.; Кутоло, А.; Cusano, A. Metasurface-Enhanced Lab-on-Fiber Biosensors. Laser Photonics Rev. 2020, 14, 2000180. [CrossRef]

30. Манаго, С.; Кверо, Г.; Зіто, Г.; Туллій, Г.; Галеотті, Ф.; Піско, М.; Де Лука, AC; Cusano, A. Розробка лабораторії на волокні SERS спрямована на біологічні мішені різних розмірів. Sens. Actuators B Chem. 2021, 339, 129321. [CrossRef]

31. Марко, П.; Франческо, Г.; Джорджіо, Г.; Джузеппе, Q.; Andrea, C. Самоорганізовані періодичні візерунки на кінчику оптичного волокна масивами мікросфер. У матеріалах 24-ї Міжнародної конференції з волоконно-оптичних датчиків, Куритиба, Бразилія, 28 вересня – 2 жовтня 2015 р.; стор. 96341N.

32. Бадмос А.А.; Сонце, Q.; нд, З.; Чжан, Дж.; Ян, З.; Луцик, П.; Рожин, А.; Zhang, L. Довгоперіодична волоконна решітка з тонким покриттям, функціоналізована ферментом, у перехідному режимі в точці повороту дисперсії для визначення рівня цукру та глюкози. J. Biomed. Opt. 2017, 22, 027003. [CrossRef]

33. Хайдеманн, Б.Р.; К'яменті, І.; Олівейра, М.М.; Мюллер, М.; Фабріс, Дж. Л. Функціоналізована решітка з довгим періодом — датчик із плазмонного волокна, застосований для виявлення гліфосату у воді. Я. Світло. технол. 2018, 36, 863–870. [CrossRef]

34. Канка, Дж. Розробка довгоперіодичних решіток з точкою повороту в фотонно-кристалічному волокні для рефрактометрії газів. Sens. Actuators B Chem. 2013, 182, 16–24. [CrossRef]

35. Гу, З.; Сюй, Ю.; Гао, К. Оптоволоконна довгоперіодична решітка з зольгелевим покриттям для газового датчика. Opt. Lett. 2006, 31, 2405–2407. [CrossRef]

36. Вей, В.; Нонг, Дж.; Чжан, Г.; Тан, Л.; Цзян, X.; Чен, Н.; Ло, С.; Лан, Г.; Zhu, Y. Сенсор поверхневого плазмонного резонансу з довгоперіодною волоконною решіткою на основі графена для високочутливого вимірювання газу. Sensors 2017, 17, 2. [CrossRef]

37. Тан, С.-Й.; Лі, С.-К.; Кураміц, Х.; Абд-Рахман, Ф. Нова гібридна довгоперіодна волоконно-дифузійна гратчасто-дифузійна система датчиків у тонких плівках для виявлення іонів ртуті (II) у воді. Optik 2019, 194, 163040. [CrossRef]

38. Ван Дж.-Н. Платформа мікрофлюїдного довгоперіодичного волоконного грата для вимірювання концентрації іонів хлориду. Датчики 2011, 11, 8550–8568. [CrossRef]

39. Ган, В.; Сюй, З.; Лі, Ю.; Бі, В.; Чу, Л.; Qi, Q.; Ян, Ю.; Чжан, П.; Ган, Н.; Дай, С.; та ін. Швидке та чутливе виявлення Staphylococcus aureus за допомогою довгоперіодичного волоконного імуносенсора, покритого антитілами до яєчного жовтка. Біосенс. Біоелектрон. 2022, 199, 113860. [CrossRef]

40. Венгсаркар, А.М.; Lemaire, PJ; Джадкінс, Дж. Б.; Бхатія, В.; Ердоган, Т.; Sipe, JE Довгоперіодичні волоконні решітки як смугові фільтри. Я. Світло. технол. 1996, 14, 58–65. [CrossRef]

41. Патрік, HJ; Керсі, AD; Бухольц, Ф. Аналіз реакції довгоперіодних волоконних решіток на зовнішній показник заломлення. Я. Світло. технол. 1998, 16, 1606–1612. [CrossRef]

42. К'явайолі, Ф.; Бісвас, П.; Троно, К.; Bandyopadhyay, S.; Джаннетті, А.; Томбеллі, С.; Basumallick, N.; Дасгупта, К.; Бальдіні, Ф. До чутливого імунодатчика без міток за допомогою довгоперіодних волоконних решіток повороту. Біосенс. Біоелектрон. 2014, 60, 305–310. [CrossRef] [PubMed]

43. Маркес, Л.; Ернандес, FU; Джеймс, SW; Морган, SP; Кларк, М.; Татам, Р.П.; Корпош, С. Високочутливий довгоперіодний гратчастий біосенсор з оптичного волокна, закріплений наночастинками золотої оболонки кремнеземного ядра. Біосенс. Біоелектрон. 2016, 75, 222–231. [CrossRef] [PubMed]

44. Дель Вільяр, І.; Круз, JL; Сокорро, А. Б.; Коррес, Дж.М.; Матіас, оптимізація ІЧ-чутливості за допомогою довгоперіодних волоконних грат, витравлених оболонкою, у точці повороту дисперсії. Opt. Експрес 2016, 24, 17680–17685. [CrossRef]

45. Дандапат, К.; Тріпаті, С.М.; Чініфурошан, Ю.; Бок, В. Дж.; Мікуліч, П. Компактний і економічно нечутливий до температури біосенсор на основі довгоперіодичних волоконних решіток для точного виявлення бактерій E. coli у воді. Opt. Lett. 2016, 41, 4198–4201. [CrossRef]

46 Лю К.; Кай, К.; Сюй, Б.; Чжу, В.; Чжан, Л.; Чжао, Дж.; Чен, X. Довгоперіодна решітка з функціоналізованим оксидом графену для ультрачутливого імунодатчика без міток. Біосенс. Біоелектрон. 2017, 94, 200–206. [CrossRef]

47. Дей, Т.К.; Томбеллі, С.; Бісвас, П.; Джаннетті, А.; Basumallick, N.; Бальдіні, Ф.; Bandyopadhyay, S.; Trono, C. Аналіз режиму оболонки найнижчого порядку довгоперіодичних волоконних решіток поблизу точки повороту. Я. Світло. технол. 2021, 39, 4006–4012. [CrossRef]

48. Дей, Т.К.; Томбеллі, С.; Бісвас, П.; Джаннетті, А.; Basumallick, N.; Бальдіні, Ф.; Bandyopadhyay, S.; Trono, C. Імуносенсинг без міток за допомогою довгоперіодичних волоконних гратів у режимі оболонки найнижчого порядку та поблизу точки повороту. Opt. Лазерна техніка. 2021, 142, 107194. [CrossRef]

49. Ян, Дж.; Чжоу, Л.; Хуан, Дж.; Тао, К.; Лі, X.; Chen, W. Підвищення чутливості довгоперіодної волоконної решітки в перехідному режимі як датчика метану за допомогою осадження полікарбонату/криптофану А з високим показником заломлення. Sens. Actuators B Chem. 2015, 207, 477–480. [CrossRef]

50. Еспозіто, Ф.; Зотті, А.; Ранджан, Р.; Zuppolini, S.; Борріелло, А.; Кампопіано, С.; Зареллі, М.; Iadicicco, A. Single-ended Long Period Fibre Grating Coated With Polystyrone Thin Film for Sensing Butan Gas. Я. Світло. технол. 2018, 36, 825–832. [CrossRef]

51. Еспозіто, Ф.; Сансоне, Л.; Taddei, C.; Кампопіано, С.; Джордано, М.; Iadicicco, A. Ультрачутливий біосенсор на основі довгоперіодної гратки, покритої багатошаровим полікарбонат-оксидом графену. Sens. Actuators B Chem. 2018, 274, 517–526. [CrossRef]

52. Piestrzy´ska, M.; Домінік, М.; Косіел, К.; Янчук-Ріхтер, М.; Шот-Карпі ´ска, К.; Бжозовська, Е.; Шао, Л.; Niedziółka-Jonsson, J.; Бок, В. Дж.; ´Smietana, M. Надчутливі довгоперіодичні решітки з нанопокриттям оксиду танталу для виявлення різних біологічних мішеней. Біосенс. Біоелектрон. 2019, 133, 8–15. [CrossRef]

53. Саха, Н.; Кумар, А. Високочутливий датчик показника заломлення, заснований на переході моди в подвійному резонансному довгоперіодичному хвилеводі з вписаним гребенем. Я. Світло. технол. 2019, 37, 5576–5582. [CrossRef]

54. Лі, З.; Zhu, H. Ефективність чутливості поверхневих хвилеводних мод, збуджених у довгоперіодній волоконній решітці з золото-кремнієвими нанопокриттями. Opt. Lett. 2021, 46, 266–269. [CrossRef] [PubMed]

55. Еспозіто, Ф.; Срівастава, А.; Сансоне, Л.; Джордано, М.; Кампопіано, С.; Iadicicco, A. Підвищення чутливості довгоперіодних граток шляхом переходу мод у волокнах без покриття з подвійною оболонкою. IEEE Sens. J. 2020, 20, 234–241. [CrossRef]

56. Еспозіто, Ф.; Сансоне, Л.; Срівастава, А.; Бальдіні, Ф.; Кампопіано, С.; К'явайолі, Ф.; Джордано, М.; Джаннетті, А.; Iadicicco, A. Решітка з довгим періодом у волокні з подвійною оболонкою, покритому оксидом графену, як високоефективна оптична платформа для біосенсору. Біосенс. Біоелектрон. 2021, 172, 112747. [CrossRef] [PubMed]

57. Еспозіто, Ф.; Сансоне, Л.; Срівастава, А.; Cusano, AM; Кампопіано, С.; Джордано, М.; Iadicicco, A. Виявлення вітаміну D без міток за допомогою оптичного біосенсору на основі довгоперіодної волоконної решітки. Sens. Actuators B Chem. 2021, 347, 130637. [CrossRef]

58. Смітана, М.; Коба, М.; Бжозовська, Е.; Крогульський, К.; Nakonieczny, J.; Вачницький, Л.; Мікуліч, П.; Годлевський, М.; Бок, У. Дж. Чутливість довгоперіодичних решіток без міток, покращена нано-накладками TiO2, нанесеними атомарним шаром. Opt. Експрес 2015, 23, 8441–8453. [CrossRef]

59. Смітана, М.; Коба, М.; Мікуліч, П.; Бок, У. Дж. Комбіноване травлення волокон на основі плазми та осадження алмазоподібного вуглецевого нанослою для підвищення чутливості довгоперіодичних решіток. Я. Світло. технол. 2016, 34, 4615–4619. [CrossRef]

60. Дель Вільяр, І. Надвисокочутливі датчики на основі довгоперіодних граток із тонким плівковим покриттям зі зменшеним діаметром, у перехідному режимі та поблизу точки повороту дисперсії. Opt. Експрес 2015, 23, 8389–8398. [CrossRef]

61. Цзоу, Ф.; Лю, Ю.; Mou, C.; Чжу, С. Оптимізація чутливості показника заломлення в довгоперіодних волоконних решітках, покритих наноплівкою, поблизу точки повороту дисперсії. Я. Світло. технол. 2020, 38, 889–897. [CrossRef]

62. Шу, X.; Чжу, X.; Ван, К.; Цзян, С.; Ши, В.; Хуан, З.; Huang, DJEL Подвійні резонансні піки режиму оболонки LP015 у довгоперіодних ґратках. Електрон. Lett 1999, 35, 649–651. [CrossRef]

63. Бісвас, П.; Basumallick, N.; Bandyopadhyay, S.; Дасгупта, К.; Гош, А.; Bandyopadhyay, S. Підвищення чутливості довгоперіодичних решіток з точкою повороту шляхом налаштування початкових умов зв’язку. IEEE Sens. J. 2015, 15, 1240–1245. [CrossRef]