Senzory s dlhou periódou vláknovej mriežky pre chemické a biomedicínske aplikácie

Abstraktné: Biosenzory s optickými vláknami (OFBS) sú čoraz viac navrhované kvôli ich skutočným výhodám oproti konvenčným senzorom, vrátane ich kompaktnosti, potenciálneho diaľkového ovládania a odolnosti voči elektromagnetickému rušeniu. Tento prehľad systematicky predstavuje pokroky OFBS založené na vláknových mriežkach s dlhou periódou (LPFG) pre chemické a biomedicínske aplikácie z pohľadu dizajnu a funkcionalizácie. Citlivosť takéhoto snímača sa dá zvýšiť navrhnutím zariadenia tak, aby pracovalo v bode obratu rozptylu alebo blízko neho, obísť prechod režimu alebo ich kombináciu. Okrem toho je podrobne zhrnutých niekoľko bežných funkcionalizačných metód, ako je kovalentná imobilizácia silanizácie 3-aminopropyltrietoxysilánu (APTES) a funkcionalizácia oxidom grafénu (GO) a nekovalentná imobilizácia metódou zostavovania vrstva po vrstve. Okrem toho boli predstavené aj reflexné senzory na báze LPFG s rôznymi konfiguráciami. Cieľom tejto práce je poskytnúť komplexné pochopenie biosenzorov založených na LPFG a navrhnúť niektoré budúce smery prieskumu.

cistanche tubulosa - zlepšenie imunitného systému

Kľúčové slová: biosenzory; optický vláknový senzor; mriežky s dlhou životnosťou; zvýšenie citlivosti; funkcionalizačná metóda

1. Úvod

Biosenzory zohrávajú kľúčovú úlohu pri monitorovaní životného prostredia a ľudského zdravia prostredníctvom efektívnej a presnej detekcie chémie a biomasy. Biosenzor normálne obsahuje dve hlavné zložky: bioreceptor a prevodník [1]. Pri návrhu biosenzora je kľúčovým technologickým krokom výber citlivého materiálu vhodného pre biologický cieľ. Berúc do úvahy vlastnosti výsledných zlúčenín, je ďalším dôležitým krokom výber prevodníka podľa chemických alebo fyzikálnych zmien spôsobených molekulárnou interakciou medzi biologickým cieľom a bioreceptorom. Produkcia alebo spotreba svetla, tepla a chemických látok v procese rozpoznávania sa premieňa na merateľné signály [2]. Podľa týchto mechanizmov je možné vybrať vhodný prevodník. Informácie generované procesmi rozpoznávania sú rôznorodé; preto boli senzory založené na elektrochémii, termotike a optike rozsiahle študované. Optické senzory, najmä tie, ktoré sú založené na optických vláknach, sú čoraz viac navrhované v chemických a biomedicínskych aplikáciách kvôli ich skutočným výhodám oproti konvenčným senzorom. Biosenzory s optickými vláknami (OFBS) sú zvyčajne kompaktné a majú malú veľkosť [3], a preto môžu pracovať s minimálnymi objemami vzoriek. OFBS sú navyše schopné multiplexovania, sú odolné voči elektromagnetickému rušeniu [4] a sú diaľkovo ovládateľné. Počet publikácií o OFBS sa za posledné dve desaťročia tiež neustále zvyšoval (ako je znázornené na obrázku 1). Typický pracovný princíp OFBS je založený na monitorovaní zmeny okolitého indexu lomu (SRI), produkovaného väzbou biologického cieľa na povrch vlákna, čo vedie k zmene detegovateľného spektra [5]. Aby sa zvýšila ich citlivosť na SRI, OFBS sú zvyčajne opracované do mikroštruktúr a geometricky modifikované tak, aby generovali silné evanescentné pole v oblasti snímania.

Výhody cistanche tubulosa-posilnenie imunitného systému

Príklady takýchto zariadení zahŕňajú optické vlákna v tvare U a zúžené optické vlákna [6–10], optické vlákna v tvare D [11,12], Braggove mriežky z leptaných alebo naklonených vlákien (FBG) [13–15], mriežky z vlákien s dlhou periódou ( LPFG) [16–20], rezonancie so stratovým režimom (LMR) [21,22], povrchová plazmónová rezonancia (SPR) [23,24] Mach–Zehnderove interferometre (MZI) [25,26], vlákno z fotonických kryštálov (PCF ) [27,28] a zariadenia Lab-on-Fiber [29–31]. Medzi nimi niektoré geometricky modifikované vlákna musia úplne alebo čiastočne odstrániť plášť, čo ovplyvňuje robustnosť optických vlákien, čo je vlastnosť, ktorá by sa mala zvážiť v praktických aplikáciách. Našťastie ideálnou alternatívou, ako sa vyhnúť tejto škodlivej operácii, je modulácia indexu lomu vo vnútri optického vlákna; vlákno na báze mriežky si zachováva robustnú štruktúru a vysokú citlivosť, najmä LPFG, ktoré sa široko používajú pri snímaní indexu lomu, vrátane biochemického snímania molekúl [32,33], snímania plynov [34–36] a snímania iónov [37,38 ].

Obrázok 1. Rast publikácií ako funkcia rokov pre OFBS. Údaje z Web of Science

V tomto prehľade sme zamerali pozornosť na senzory na báze LPFG pre chemické a biomedicínske aplikácie z pohľadu dizajnu a funkcionalizácie. Po prvé, systematicky sa zavádza princíp biosenzorov na báze LPFG. Potom je zhrnutých niekoľko metód na zlepšenie citlivosti takéhoto senzora a sú ilustrované ich aplikácie v oblasti biochémie. Ďalej kategoricky podrobne popisujeme aplikácie biosnímania takéhoto senzora podľa niekoľkých typických funkcionalizačných metód. Nakoniec zhrnieme túto recenziu a navrhneme niekoľko budúcich smerov prieskumu.

2. Princíp biosenzorov na báze LPFG

LPFG je periodická modulácia (zvyčajne s periódou Λ {0}}–1000 µm) RI v jadre vlákna, ako je znázornené na obrázku 2; modulácia môže spájať svetlo z režimu základného jadra (režim LP01) do režimov plášťa šíriaceho sa dopredu (režimy LP0m, kde m=2, 3, 4, . . . ), a preto vytvára sadu rezonančných pásma útlmu sústredené na diskrétnych vlnových dĺžkach v prenosovom spektre LPFG [18]. Okrem toho, podmienku fázovej zhody medzi efektívnymi konštantami šírenia režimu LP01 a režimov LP0m možno vyjadriť pomocou [39]:

kde 01 a (m) cl sú konštanty šírenia pre režimy LP01 a LP0 m. Λ je doba mriežky. Pre efektívne RI (neff) režimov LP01 a LP0 m ich možno vyjadriť ako ne ff ,co= 2 01 π λ a n (m) eff ,plátované=(m) cl λ 2π, resp. V tomto prípade sú rezonančné vlnové dĺžky (λres) určené efektívnou RI módov LP01 a LP0m a môžeme získať nasledujúci výraz [40]:

Obrázok 2. Schematické znázornenie OFBS na základe LPFG

Pre špecifický LPFG môže byť Λ konštanta a ne ff, co je určené RI jadra a plášťa, zatiaľ čo n (m) eff, plášťa závisí od rozdielu medzi plášťom RI a SRI plášťa. Preto je rezonančná charakteristika ovplyvnená efektívnou RI oblasti plášťa, čo je základný princíp biologickej detekcie. Týmto spôsobom môže byť posun v rezonančnej vlnovej dĺžke reprezentovaný zmenami SRI spôsobenými molekulárnou interakciou vyskytujúcou sa na povrchu vlákna. Prirodzene, biosenzor na báze LPFG možno dosiahnuť vybavením senzora chemicky citlivými povlakmi na selektívnu detekciu biologických cieľov.

3. Zvýšenie citlivosti RI biosenzora na báze LPFG

Pri navrhovaní biosenzora na báze LPFG by sa najdôležitejšia práca mala zamerať na to, ako zvýšiť citlivosť takéhoto senzora. Okrem toho podrobné skúmanie ukazuje, že najlepší výkon senzorov založených na citlivosti RI možno dosiahnuť, keď je SRI blízko RI plášťa (tj 1,44–1,46 RIU) [41]. Je možné poznamenať, že väčšina biosenzorov je navrhnutá tak, aby pracovala vo vodných roztokoch (tj 1,33 – 1,34 RIU), čo je veľmi odlišné od RI plášťa vlákna, čo vedie k tomu, že zariadenie vykazuje nízku citlivosť na vodné vzorky. Na riešenie tohto problému bolo v priebehu rokov navrhnutých niekoľko prístupov. Výkon týchto metód pre biosenzory na báze LPFG je zhrnutý v tabuľke 1.

Tabuľka 1. Porovnanie rôznych metód na zlepšenie biosenzorov na báze LPFG.

Tabuľka 1. Pokr.

3.1. Bod obratu disperzie

Najpopulárnejšou metodikou je navrhnúť režim periódy a plášťa v bode obratu disperzie (DTP) alebo blízko neho podľa jeho krivky fázového zhody (PMC), čím sa spojí režim jadra s dopredu sa šíriacim účinkom s módom plášťa vysokého rádu [62 ]. Ako je znázornené na obrázku 3, vzťah medzi periódou mriežky a rezonančnou vlnovou dĺžkou demonštruje PMC a DTP možno pozorovať v PMC pre každý režim plášťa, kde sa sklon pre režim vyššieho rádu mení z pozitívneho na negatívny. vlnová dĺžka sa zvyšuje. Preto sú pre danú mriežkovú periódu dve rezonančné vlnové dĺžky na každej strane DTP spojené s jedným režimom plášťa, čím sa vytvárajú rezonancie s dvojitým vrcholom. Spektrálny rozdiel medzi duálnymi vrcholmi môže byť meracím parametrom v dôsledku jeho vlnovej dĺžky, ktorá sa mení s reakciou LPFG na zmenu SRI. V našej predchádzajúcej práci [18] sme teoreticky overili, že maximálnu citlivosť LPFG na SRI možno získať na alebo blízko DTP. Senzory na báze LPFG navrhnuté v blízkosti ich DTP boli v priebehu rokov široko používané v oblasti biochemického snímania kvôli ich vysokej citlivosti na vodné vzorky. Je však možné poznamenať, že LPFG založený na DTP senzore so širokopásmovým pripojením sa rozdelí na duálne špičkové rezonancie, keď je zariadenie ponorené do okolitého prostredia s RI vyšším ako vzduch (tj voda). V tomto prípade môže mať zariadenie nízky faktor citlivosti z dôvodu, že rezonančná vlnová dĺžka je ďaleko od DTP. Na zmiernenie tohto problému skupina P. Biswasa teoreticky a experimentálne dokázala, že citlivosť možno zvýšiť prispôsobením počiatočnej väzbovej sily režimu plátovania na špecifický režim plátovania vyššieho rádu na DTP [63]. F. Chiavaioli a kol. opísali biosenzor na báze LPFG v blízkosti svojho DTP s periódou mriežky 165 µm na detekciu anti-IgG [42]. Obrázok 4a znázorňuje výsledok simulácie závislosti medzi PMC pre režim opláštenia LP0,12 a priemerom opláštenia vlákna. Plná čierna čiara zodpovedá neleptanému vláknu; priemer plášťa bol vyleptaný 1% roztokom kyseliny fluorovodíkovej. Obrázok 4b ukazuje spektrálny vývoj LPFG s dvoma rezonančnými pásmi počas procesu leptania. Transmisné spektrá LPFG s dvomi rezonančnými pásmami bolo možné získať pred procesom leptania (dclad=125 µm) a počas leptania s užšími pásmi (dclad=124 0,6 µm a 124,2 µm). Ďalším znížením priemeru plášťa na 123,8 um sa duálne rezonančné pásma premenili na jediné, širšie rezonančné pásmo (tj až po DTP). Potom zmizol, ak sa priemer plášťa neustále zmenšoval. Pri hodnotení výkonu biosenzora sa kopolymér Eudragit L100 použil ako chemicky modifikovaná vrstva na poskytnutie voľných karboxylových funkčných skupín na imobilizáciu IgG. Získaný senzor na báze LPFG bol uskutočnený v ľudskom sére, kde bola nameraná detekcia koncentrácií anti-IgG až 70 ug/l (460 pM).

Obrázok 3. Vypočítaná zmena rezonančnej vlnovej dĺžky s periódou LPFG. (a) Režimy m=1 až m=10. (b) Režimy m=11 až m=20. (c) Režimy m=21 až m=30. Malé kruhy lokalizujú body obratu sklonov kriviek a LPFG vykazuje najväčšiu citlivosť v oblasti medzi dvoma bodkovanými čiarami. Prijaté z [18]. Pod licenciou Creative Commons.

Okrem vyladenia LPFG na špecifický režim plášťa vyššieho rádu na DTP znížením priemeru plášťa bola tiež prijatá modulácia hrúbky funkčnej vrstvy. Skupina Korposha [43] navrhla biosenzor na báze LPFG využívajúci biotín ako bioreceptor na detekciu streptavidínu (SV). Ako je znázornené na obrázku 5, nanočastice oxidu kremičitého a zlatého obalu (SiO2: Au NP) boli nanesené na vlákna metódou po vrstvách pomocou polykatiónovej vrstvy poly(alylamín hydrochlorid) (PAH). Bolo vhodné vyladiť biosenzor na báze LPFG pracujúci na DTP pomocou metódy nanášania vrstvy po vrstve. Priemer Si02 NP bol tiež kontrolovaný, aby sa študoval vplyv na citlivosť a výsledok ukazuje, že väčšie Si02 NP (tj 300 nm) vykazovali vyššiu citlivosť. Mohlo by to prispieť k efektívnejšej evanescentnej vlne v SiO2 NP s priemerom 300 nm. Okrem toho väčšie Si02 NP boli priaznivejšie pre ukladanie biotínu, čím sa zvýšila schopnosť adsorpcie SV. Nakoniec dosiahli detekciu SV s najnižšou nameranou koncentráciou 2, 5 nM a tento navrhovaný senzor by sa mohol použiť na zacielenie klinicky relevantných proteínových zlúčenín, pričom je potrebné iba nahradiť ligand.

Obrázok 5. Schematické znázornenie nanášania vrstvy po vrstve (PAH/Si02:Au)2 filmu na LPFG. Prevzaté z [43]. Pod licenciou Creative Commons.

Na druhej strane sa dokázalo, že v blízkosti DTP môže nastať mód plátovania nižšieho rádu zmenšením priemeru plátovania, a potom sa získa citlivejšia schopnosť kvôli zvýšeniu evanescentného poľa [44]. Na základe toho sa nedávno objavil zaujímavý návrh navrhnúť režim plášťa najnižšieho rádu (režim plášťa LP0,2) LPFG v blízkosti DTP, aby sa získalo zariadenie s vysokou citlivosťou [47]. Bol vyrobený LPFG v blízkosti DTP, po ktorom nasledovalo leptanie priemeru plášťa až do 20 µm, kým sa v blízkosti DTP neobjavil režim LP0},2. Navrhované zariadenie bolo na testovanie integrované do uzavretej prietokovej cely v rozsahu SRI 1,333 až 1,3335 RIU, čo viedlo k citlivosti 8751 nm/SRIU. Aj keď vykazoval vynikajúci výkon ako refraktometer, pri skutočnom biologickom snímaní by sa malo zvážiť veľa relevantných faktorov. Na základe vyššie uvedeného tá istá skupina vyvinula vyššie uvedené zariadenie s použitím IgG/antiIgG ako biokonjugátového páru na biosnímanie, pričom sa dosiahol limit detekcie (LOD) 0,16 ng/ml (1,06 pM) [48]. Jedným slovom, senzory založené na LPFG navrhnuté na alebo blízko ich DTP sa široko používajú pri detekcii imunoglobulínu [42,46,64], baktérií [16,45,65,66], DNA [67–69] a ďalších. cieľov [70–74].

výhody doplnku cistanche-zvýšenie imunity

3.2. Efekt prechodu režimu

Ako už bolo spomenuté v úvode, biochemické snímanie sa realizuje snímaním zmien SRI, keď vrstvy bioreceptorov uložené v oblasti mriežky interagujú s cieľom. Tento princíp je v podstate spôsobený skutočnosťou, že malá časť poľa módu plášťa, evanescentného poľa, sa šíri smerom von z vlákna a interaguje s vonkajším prostredím, čo vedie k n (m) eff, zmenám plášťa, ktoré závisia od hrúbka interakčnej oblasti a hĺbka prieniku evanescentného poľa [75]. Efekt prechodu režimu (MT) bol navrhnutý na optimalizáciu citlivosti senzorov založených na LPFG na zmeny SRI. Môže k nemu dôjsť potiahnutím povrchu vláknitého plášťa vhodnou hrúbkou materiálov s vysokým RI (HRI). Del Villar a kol. vo svojej literatúre vytvorili komplexnú teóriu a numerickú metódu [76]. Ukázalo sa, že povlaky HRI môžu modifikovať jeden z režimov povlaku, čo vedie k prechodu medzi režimami riadenými povlakom nižšieho rádu (tj s vyšším efektívnym indexom lomu) k režimom riadeným povlakom, a odteraz mení hodnoty n (m) eff, plátovaný, ktorý by sa mohol využiť na zvýšenie citlivosti snímačov. V tom istom roku Andrea Cusano a spol. experimentálne potvrdili redistribúciu módov plátovania rovnomerným ukladaním nanometrových HRI povlakov pozdĺž LPFG a ich vplyv na citlivosť RI [77]. Tým osvietený Yang a spol. [49] vyrobili metánový senzor na báze LPFG, pracujúci v MT s HRI prekryvným nanášaním polykarbonátu (PC)/kryptofánu A. Použili techniku ​​automatického ponárania na vyladenie pracovného bodu senzora v oblasti MT (bulk RI citlivosť bola 3,56 × 103 nm/RIU). Detekcia metánu bola uskutočnená s vysokou citlivosťou 2,5 nm/% a LOD 0,2 % (v/v). Skupina Esposito ohlásila jednokoncový senzor na báze LPFG na detekciu butánového plynu, modifikovaný nanorozmerným prekrytím HRI z ataktického polystyrénu [50]. Pomocou optimalizácie rozsahu hrúbky vrstvy by sa pracovný bod zariadenia mohol vyladiť v rámci MT oblasti. Detekcia pár butánu sa uskutočňovala s koncentráciami do 1,0 % obj., čo viedlo k citlivosti 2,2 nm/obj. % a so schopnosťou detegovať koncentrácie až o jednu desatinu butánu nižšie ako je limit výbušnosti. Rovnaká výskumná skupina tiež vyrobila senzor na báze LPFG s viacvrstvovou štruktúrou; štruktúrny diagram je znázornený na obrázku 6a [51]. Vrstva pozostáva z PC filmu a oveľa tenšej vrstvy oxidu grafénu (GO), kde bola nanorozmerná hrúbka PC filmu flexibilne riadená pomocou techniky dip-coating, v prospech vyladenia zariadenia tak, aby fungovalo v oblasti MT. Obrázok 6b ukazuje posun vlnovej dĺžky pásma útlmu ako funkciu hrúbky PC, pracovného vzduchu a roztoku PBS ako okolia. Druhá vrstva GO bola využitá vďaka svojim vlastnostiam biokompatibility a množstvu funkčných skupín, ktoré dali zariadeniu schopnosť viazať biometrické molekuly; potom sa vybral systém streptavidín-biotín s vysokou afinitou na vyhodnotenie výkonu zariadenia prostredníctvom detekcie biotinylovaného BSA, čím sa dosiahla LOD 0, 2 aM.

Obrázok 6. (a) Štruktúra viacvrstvových vlákien. (b) Numerický posun vlnovej dĺžky pásma útlmu oproti hrúbke prekrytia PC. Pretlačené so súhlasom [51]. Copyright © 2018 Elsevier BV

Okrem použitia organických materiálov HRI ako povlakov sa na vyladenie pracovného bodu v oblasti MT vybralo aj mnoho anorganických materiálov. Hlavnými výhodami anorganických náterových materiálov je to, že existuje väčší dostupný rozsah hodnôt RI a viac rastových techník a že je jednoduchšie získať jednotnú hrúbku v porovnaní s organickými materiálmi. Piestrzy´nska a spol. oznámili biosenzor bez označenia založený na LPFG, uložený s tenkým prekrytím oxidu tantalu (TaOx) pre citlivosť RI. Pretože RI TaOx bola vysoká až 2 v IR spektrálnom rozsahu, hrúbka prekrytia bola presne kontrolovaná na subnanometri pomocou techniky nanášania atómovej vrstvy. Citlivosť RI získaných senzorov na báze LPFG bola 11,500 nm/RIU v rozsahu RI 1,335 až 1,345 RIU [52]. Skupina Saha neustále teoreticky študovala fenomén opláštenia MT potiahnutím HRI vrstvou Si3N4; výsledok ukázal, že citlivosť RI bola viac ako 100 µm/RIU pre vodný roztok (tj RI= 1.33) [53]. Ďalším nedávnym príspevkom od skupiny Li., ktorá na snímanie RI použila senzor na báze LPFG potiahnutý tenkými filmami Au-Si, bolo dosiahnutie ultra vysokej citlivosti 7267,7 nm/RIU (tj okolo RI= 1). 315); tento vynikajúci výkon pripisovali MT režimov plášťa EH a silnému evanescentnému poľu prenikajúcemu do okolia [54]. Aj keď boli použité rôzne typy poťahových materiálov, od organických po anorganické, stále majú negatívny vplyv na získané zariadenie, vrátane jeho opakovateľnosti, dlhodobej stability a straty absorpcie [55]. Preto sa použila nová stratégia s použitím vlákna s dvojitým plášťom (DCF) s profilom RI v tvare W. Skupina Esposito si uvedomila efekt MT pre citlivosť RI tým, že prvýkrát napísala LPFG vyrobené v DCF v tvare W. Vonkajší plášť RI DCF bol vyšší ako vnútorný plášť; teda vonkajší plášť DCF pôsobil podobne ako prekrytie HRI. Aby sa pracovný bod naladil na oblasť MT tejto rady, vonkajší plášť bol vyleptaný chemickým činidlom. Nakoniec sa pozornosť zamerala na citlivosť SRI, pričom sa dosiahla citlivosť 420 nm/RIU v prostredí podobnom vode, čo potvrdilo, že toto zariadenie možno použiť na biochemické snímanie bez povlaku HRI [55]. Následne vyvinuli a otestovali toto zariadenie so špeciálnou štruktúrou prostredníctvom potiahnutia vrstvou GO nanometrov, aby ponúkli funkčné skupiny na kovalentnú väzbu protilátky. Na detekciu C-reaktívneho proteínu v sére sa dosiahol pracovný rozsah od 1 ng/ml do 100 µg/ml a LOD 0,15 ng/ml [56]. Nedávno tá istá skupina ohlásila podobný biosenzor DCF na detekciu vitamínu D. Ako je znázornené na obrázku 7, nanometrický GO bol tiež vybraný na poskytnutie karboxylových funkčných skupín na kovalentnú imobilizáciu Anti-VitD3. Získala sa selektívna detekcia s rozsahom 1–1000 ng/ml v tlmivom roztoku a tieto zariadenia fungovali dobre aj v komplexnom médiu s interferujúcimi proteínmi [57].

Obrázok 7. Schematický obrázok na detekciu vitamínu D na základe LPFG v DCF s GO vrstvou

3.3. Kombinácia týchto prístupov

Keď sa zariadenia LPFG aplikujú na biochemické snímanie, čelia rôznym rozsahom RI. Napríklad pre konvenčný bioreceptor (napr. proteín, DNA, protilátka) na detekciu biocieľa (napr. proteín, antigén) sa SRI pohybuje od 1,333 do 1,353 RIU [12,45]. Avšak pre LPFG modifikovaný želatínou ako senzorom vlhkosti sa SRI pohybuje od 1,3408 RIU do RI plášťa [78].

Podobne môže MT efekt viesť jeden z režimov povlaku k režimom riadeným povlakom a presný rozsah citlivosti možno vyladiť presným nastavením hrúbky a zmenšením priemeru povlaku [59,61]. Znamená to, že kombinácia efektu DTP a MT môže zlepšiť snímacie vlastnosti LPFG vrátane vysokej citlivosti a špecifikovaného pracovného rozsahu SRI. Napríklad skupina Mateusza si uvedomila citlivosť RI 2000 nm/RIU v širšom rozsahu RI (1,34–1,356 RIU) [59]. V tejto práci sa priemer plášťa a hrúbka povlaku kontrolovali v rozsahu nanometrov, aby sa dosiahli efekty DTP aj MT, pomocou metódy reaktívneho iónového leptania (RIE) a rádiofrekvenčnej plazmy zosilnenej chemickej depozície pár. Okrem toho mnohé publikované práce ukázali, že citlivosť by sa mohla zlepšiť aj zmenšením priemeru senzora na báze LPFG [42,79]. Vďaka tomu bol priemer plášťa kombinovaný s DTP a MT efektom na optimalizáciu citlivosti na SRI od Del Villara [60]. Na analýzu optimalizácie LPFG na základe vyššie uvedených troch faktorov sa použila numerická metóda založená na presnom výpočte režimu jadra a plášťa a teórie viazaného režimu. Nakoniec sa získala značná citlivosť 143 × 103 nm/RIU, od ktorej sa očakávalo zlepšenie rozlíšenia chemických a biologických senzorov na báze LPFG. Nedávno Fang a spol. tiež adekvátne skombinovali efekty DTP a MT s použitím TiO2 ako nanofilmu s vysokým RI uloženého technológiou nanášania atómovej vrstvy [61]. Na udržanie konštantného spektrálneho rozdielu duálnych píkov sa v rôznych LPFG vybrala vhodná perióda mriežky a skúmali sa rôzne hrúbky Ti02, aby sa optimalizovala citlivosť v špecifickom rozsahu SRI. Ako je znázornené na obrázku 8, vykazovala citlivosť SRI 10,000 nm/RIU v rozsahu 1,336–1,3397 RIU, 42,000 nm/RIU v rozsahu 1,4526–1,4561 RIU, 15 ,000 nm/RIU v rozsahu 1,392 – 1,3971 RIU a 23 000 nm/RIU v rozsahu 1,44 – 1,4436 RIU. Obrázok 8c, d naznačuje, že v rovnakom zariadení LPFG by sa mohli realizovať dva rozsahy vysokej citlivosti.

Obrázok 8. Transmisné spektrá a posun rezonančnej vlnovej dĺžky v rôznych rozsahoch SRI. (a) 65 nm Ti02 nanofilm, Λ=230,5 um. (b) 15 nm Ti02 nanofilm, Λ=237 um. (c,d) 50 nm Ti02 nanofilm, Λ=230 um. Prevzaté z [61]. Pod licenciou Creative Commons.

4. Funkcionalizácia biosenzorov na báze LPFG

Je dôležité poznamenať, že biosenzor na báze LPFG sa používa na meranie posunu vlnovej dĺžky spôsobeného zmenou RI povrchu zariadenia v dôsledku selektívnej adsorpcie pre cieľové molekuly na povrchu, a nie na meranie posunu vlnovej dĺžky spôsobeného zmenou. RI objemového okolitého média. Preto je funkcionalizácia biosenzora na báze LPFG základným krokom pri realizácii biochemických aplikácií. Vo všeobecnosti sa na povrch biosenzora na báze LPFG ukladajú dvojdielne funkčné vrstvy: jedna časť je nosná vrstva používaná ako imobilizácia bioreceptora a druhá je vrstva bioreceptora používaná ako rozpoznávací prvok (enzýmy, proteíny, protilátky a tak ďalej) na selektívne zachytenie cieľa. Preto sa na imobilizáciu bioreceptorovej vrstvy na optické vlákno použili rôzne spôsoby. Porovnanie medzi bioreceptorom, cieľom a výkonom rôznych funkcionalizačných metód biosenzorov na báze LPFG je možné vidieť v tabuľke 2.

Tabuľka 2. Porovnanie rôznych správ o funkcionalizácii biosenzorov na báze LPFG

4.1. APTES Silanizati

Najúčinnejšia metóda pre funkcionalizáciu biosenzora na báze LPFG je založená na kovalentnej imobilizácii, vďaka jej trvalému pripojeniu k bioreceptoru. 3- 3-aminopropyltrietoxysilánová (APTES) silanizácia je bežnou a ideálnou metódou používanou pri väčšine chemických modifikácií kremičitých substrátov. Táto metóda bola úspešne realizovaná pre kovalentnú imobilizáciu proteínu [101,102], DNA [67,68], protilátok [17,82,103] atď. V tomto prípade optické vlákno vyžaduje predúpravu na vytvorenie silanolových skupín (Si-OH) ponorením do roztoku KOH/NaOH, kyseliny alebo pirane. Podobne etoxy (–OCH2CH3) skupiny existujúce v molekule APTES môžu tiež tvoriť Si-OH prostredníctvom hydrolytickej reakcie vo vodnom prostredí [104]. Potom kondenzácia medzi Si-OH vedie k vytvoreniu siloxánovej (Si-O-Si) väzby, ktorá umožňuje molekulám APTES imobilizovať sa na povrchu vlákna. Okrem toho môžu susedné molekuly APTES tvoriť polymérnu matricu prostredníctvom kondenzácie, čo vedie k vytvoreniu voľných aminofunkčných (–NH2) povrchov kremičitých substrátov [105]. Po dokončení silanizácie nasleduje krok aktivácie karboxylových skupín na protilátkach alebo enzýmoch pomocou 1-etyl-3- (3- dimetylaminopropyl) karbodiimid hydrochloridu (EDC) a N-hydroxysukcínimid (NHS). Potom môžu byť protilátky alebo enzýmy naviazané na -NH2 skupiny prostredníctvom vytvorenia amidových väzieb, vodíkových väzieb alebo elektrostatickej interakcie [106]. Skupina Anjli navrhla enzymatický biosenzor založený na LPFG prostredníctvom stabilnej kovalentnej väzby enzýmu lipázy na detekciu triacylglyceridov [80]. Obrázok 9 znázorňuje krok imobilizácie enzýmu lipázy; enzým lipáza bol naviazaný na povrch vlákna vytvorením amidových väzieb medzi skupinami –NH2 na vlákne a skupinami –COOH enzýmu. Posun vlnovej dĺžky sa meral v spojení s enzýmom interagujúcim s cieľom. Bola nameraná detekcia koncentrácií triacylglyceridov až 17,71 mg/dl; špecifický test bol vykonaný aj v ľudskej krvi a celý experiment prebiehal pri konštantnej teplote 37 ◦C. APTES silanizáciu na imobilizáciu glukózooxidázy vykonal aj Wu [81]. V tejto práci bola glukózooxidáza imobilizovaná na LPFG v tvare S technológiou silanizácie APTES a použitá ako bioreceptor na detekciu glukózy. Variácia straty prenosu sa použila ako meranie spojené s glukózooxidázou a špecifickou väzbou pre glukózu. Experimentálne výsledky ukazujú, že navrhovaný senzor dosahoval citlivosť 6,229 dB/hmot. % v rozsahu od 0 do 1 hm. Nedávno Gan a kol. [39] vyvinuli senzor na báze LPFG založený na protilátke vaječného žĺtka (IgY) kovalentne imobilizovanej silanizáciou APTES na detekciu Staphylococcus aureus. Detekčný test mohol byť dokončený asi za 20 minút a detekcia Staphylococcus aureus bola vykonaná až do 33 CFU/ml. Preto sa očakávalo, že vyvinuté zariadenie na detekciu zlatého stafylokoka sa uplatní v oblasti lekárskej a potravinárskej detekcie.

Obrázok 9. Imobilizácia enzýmov na vytvorenie vrstvy biologického rozpoznávania na sonde z optického vlákna. Pretlačené so súhlasom [80]. Copyright © 2015 Elsevier BV

4.2. Funkcionalizácia GO

Hoci sa aminofunkcionalizované vlákno široko navrhuje, jediná funkčná skupina ho znemožňuje viazať sa na iné druhy biologických receptorov, čo obmedzuje jeho použitie. Rôzne výskumné skupiny zamerali svoju pozornosť na GO; povrch vlákna je po silanizácii chemicky alebo fyzikálne nanesený nanovrstvami GO. GO je bohatý na funkčné skupiny obsahujúce kyslík, ako je epoxy, hydroxyl a karboxyl, ktoré poskytujú GO schopnosť kovalentne viazať rôzne biomolekuly [10}7]. Okrem toho je GO tiež vybavený schopnosťou adsorbovať biomolekuly nekovalentnou imobilizáciou, ako je elektrostatická, interakčná vodíková väzba a stohovanie π–π [108, 109]. Chen a kol. [46] opísali LPFG s dvojitým vrcholom uložený s GO nanovrstvami na imobilizáciu IgG a IgG/anti-IgG ako biokonjugátového páru na imunosnímanie. Prijali novú stratégiu na ukladanie GO, ktorá sa spoliehala na chemickú väzbu nasledovanú fyzikálnou adsorpciou. Medzi APTES-silanizovaným vláknom a GO došlo k chemickej väzbe. Medzitým sa nanovrstvy GO fyzicky adsorbovali na povrch vlákna spolu s odparovaním vody. Nakoniec sa senzor na báze LPFG nanesený na GO ponoril do roztoku IgG a kovalentne sa spojil prostredníctvom sieťovacej chémie EDC / NHS. Detekcia anti-IgG bola dosiahnutá až do koncentrácie 7 ng/ml v PBS pufri. Opätovná použiteľnosť senzora bola tiež uskutočnená odstránením naviazaného anti-IgG. Postupne tá istá skupina vyvinula detekciu hemoglobínu na základe GO nanovrstvového funkcionalizovaného senzora na báze LPFG [85]. Ako je znázornené na obrázku 10, na ukladanie GO bola tiež prijatá chemická väzba nasledovaná stratégiou fyzikálnej adsorpcie a princíp snímania bol založený na meraní zmeny intenzity rezonancie spôsobenej nekovalentnou interakciou medzi molekulami hemoglobínu a GO. Požadovaná hrúbka GO bola riadená na 501,8 nm, čo poskytlo významnú interakciu svetlo-hmota medzi mizivým poľom a cieľovými molekulami. Vyvinutý senzor bol vykonaný s citlivosťou −77 dB/RIU a LOD 0,05 mg/ml na detekciu hemoglobínu.

Obrázok 10. Schéma depozície GO na zariadení na báze LPFG. (a) Proces alkalického spracovania, (b) silanizácia APTES, (c) epoxidová skupina GO reagovala s aminoskupinou povrchu vlákna silanizovaného APTES a (d) nanovrstvy GO boli nanesené na povrch vlákna. Pretlačené so súhlasom [85]. Copyright © 2018 Elsevier BV

Nedávno boli detekčné limity a depozičná metóda ďalej vylepšené Wangom a kol. [{{0}}]. V tejto práci bol mikrokužeľový LPFG uložený s GO nanovrstvami na detekciu hemoglobínu. Po dokončení chemickej väzby, po ktorej nasledovala fyzická adsorpcia, využili efekt optickej pinzety na ďalšie zvýšenie interakcie medzi nanovrstvami GO a vláknom. Hrúbka GO 20}3,6 nm bola imobilizovaná na mikrokužeľovitom LPFG. Bola získaná LOD {{10}}.02 mg/ml v rôznych interferujúcich zlúčeninách. Nedávno tá istá skupina vyvinula biosenzor s rovnakou štruktúrou na detekciu bovinného sérového albumínu (BSA) [87]. Snímací mechanizmus sa spolieha na meranie posunu vlnovej dĺžky spôsobeného kovalentnou väzbou medzi GO a BSA. LOD 0,043 mg/ml, 0,029 mg/ml a 0,032 mg/ml sa dosiahli v DI vode, močovine a glukóze. Podobne navrhli aj mikrozužujúci sa LPFG funkcionalizovaný GO/polydopamínovými nanokompozitmi na snímanie kobaltových iónov [88]; nanokompozity boli nanesené na mikrokužeľový povrch LPFG v dôsledku silanizácie APTES, po ktorej nasledoval efekt optickej pinzety. Navrhovaný senzor vykazoval citlivosť 2,4 × 10-3 dB/ppb v koncentračnom rozsahu kobaltových iónov od 1 ppb do 107 ppb a dosiahol sa detekčný limit koncentrácií len 0,17 ppb. Mikrokužeľové senzory na báze LPFG funkcionalizované GO boli tiež implementované pre detekciu iónov Na+ a Mn2+ v [110] a detekciu iónov Ni2+ v [89].

cistanche tubulosa - zlepšenie imunitného systému

Kliknite sem pre zobrazenie produktov Cistanche Enhance Immunity

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

4.3. Metóda montáže vrstva po vrstve

Spôsob kovalentnej modifikácie vlákien uvedený vyššie má dobrú stabilitu; je však komplikovanejšie kontrolovať hrúbku, ako je kontrola reakčnej koncentrácie a času. Realizácia funkčného povlaku s regulovateľnou hrúbkou je tiež faktorom, ktorý treba zvážiť pri optimalizácii citlivosti snímania zariadenia na báze LPFG. Zostava vrstvy po vrstve (LbL) poskytuje sľubný spôsob presného nanášania funkčného povlaku s hrúbkou nanometrov [70,111], ktorý je poháňaný elektrostatickými interakciami medzi opačne nabitými polyelektrolytmi [112,113]. Skupina Tian [90] vyvinula senzor slanosti založený na LPFG potiahnutom iónovou silou viacvrstvových polyelektrolytov chitosan (CHI)/poly (kyselina akrylová) (PAA) montážnou metódou LbL. Celý proces nanášania sa opakoval 20-krát ponorením zariadenia do polykatiónového CHI a polyaniónu PAA. Je zaujímavé, že posun rezonančnej vlnovej dĺžky LPFG sa zmenil z červenej na modrú so zvyšujúcou sa koncentráciou soli. Dalo by sa to vysvetliť odpučaním alebo napučaním povlaku v reakcii na iný rozsah koncentrácie NaCl. Citlivosť 36 nm/M bola získaná v rozsahu 0,5–0,8 M. Očakávalo sa, že tento výskum sa bude vzťahovať aj na biomedicínu a podávanie liečiv. Podobne, rovnaká skupina tiež navrhla senzor slanosti potiahnutý hydrogélom reagujúcim na iónovú silu na LPFG [91]. Dvojzložkové polyelektrolyty uložené zostavou LbL môžu spôsobiť určité problémy, tj krížovú citlivosť na pH a nelineárne vzťahy medzi posunom rezonančnej vlnovej dĺžky a koncentráciou salinity. Ako je znázornené na obrázku 11, táto práca vyrobila nový senzor potiahnutý kvarternizovaným poly (4-vinylpyridín) (qP4VP) hydrogélom prostredníctvom zostavy LbL, po ktorej nasledovalo chemické zosieťovanie. Stojí za zmienku, že polyanión PAA sa selektívne uvoľnil z povlaku po chemickom zosieťovaní, aby sa získal jednozložkový hydrogél. Vyvinutý senzor vykazoval citlivosť 7 nm/M a medzi posunom rezonančnej vlnovej dĺžky a koncentráciou slanosti v rozsahu 0,4–0,8 M bol dobrý lineárny vzťah.

Obrázok 11. Výroba hydrogélového povlaku q37P4VP. Prevzaté z [91]. Pod licenciou Creative Commons

Ďalšie polyelektrolytové funkčné povlaky boli tiež nanesené na biosenzor na báze LPFG metódou montáže LbL. Biosenzor na báze LPFG potiahnutý nano-zostaveným tenkým filmom poly(dialyldimetylamóniumchloridu) (PDDA) a tetrakis (4-sulfofenyl)porfínu (TSPP) prostredníctvom techniky LbL na detekciu plynného amoniaku vyrobil Lee et al. [92]. Skupina Abd-Rahmana vyrobila nanočasticovú poťahovú vrstvu PDDA/poly (p-styrénsulfonát sodný) (PSS)-Au na povrch LPFG pomocou techniky LbL na snímanie iónov ortuti (II) [93]. Navrhnutý senzor mal vynikajúci výkon v rozsahu koncentrácie ortuťových (II) iónov 0,5 ppm až 10 ppm. Liu a kol. [64] vyvinuli biosenzor na báze LPFG potiahnutý poly(allylamín hydrochloridom) (PAH)/zlatom potiahnutými nanočasticami oxidu kremičitého pomocou metódy LbL na detekciu streptavidínu a imunoglobulínu M (IgM). Ni a spol. [94] skúmali senzor na báze LPFG s povlakom z poly(etylenimínu) (PEI) a poly(kyseliny akrylovej) (PAA) na snímanie pH; poťahová vrstva zlepšila disperziu a adhéznu schopnosť viacstenných uhlíkových nanorúrok. Skupina Tian [95] považovala PAH/PAA za polyelektrolytový funkčný povlak nanesený zostavou LbL na viazanie špecifických protilátok na detekciu Staphylococcus aureus. Polyelektrolytový funkčný povlak by mohol uľahčiť adhéziu baktérií a detekcia s LOD 224 CFU/ml bola demonštrovaná v PBS.

4.4. Iné metódy

Spôsob funkcionalizácie optického vlákna do určitej miery závisí od prostredia aplikácie. Spôsob funkcionalizácie optických vlákien aplikovaný na vzduchu je stručnejší a jednoduchší ako spôsoby používané vo vodných roztokoch. Napríklad technika ponárania, ktorá sa jednoducho ovláda a uľahčuje reguláciu hrúbky citlivého filmu, je široko používaná pri snímaní plynov. Skupina Feng [96] opísala kompozitné filmy sírnika molybdénu/kyseliny citrónovej, ktoré boli nanesené pomocou techník sol-gélu a ponorného nanášania na LPFG na meranie stopového plynu sírovodíka. Obrázok 12 ukazuje SEM snímky povrchu a prierezu LPFG potiahnutého kompozitnými filmami sulfid molybdén/kyselina citrónová. Z obrázku 12b je možné pozorovať, že hrúbka filmu bola rovnomerne riadená pri 59 0 nm. Navrhovaný senzor vykazoval vysokú citlivosť 10,52 pm/ppm v rozsahu koncentrácie plynu sírovodíka od 0 do 70 ppm a plynný sírovodík bol detekovaný až do koncentrácie 0,5 ppm . Rovnaká skupina tiež študovala zúžený senzor na báze LPFG funkcionalizovaný kompozitnými filmami sulfid molybdén/kyselina citrónová na snímanie plynu sírovodíka [114]. Dosiahla sa citlivosť 16,65 pm/ppm. Okrem toho bol vyvinutý senzor na báze LPFG potiahnutý GO na detekciu plynu oxidu dusnatého (NO) skupinou Ding [97]. Povlaky boli pripravené s použitím techniky pokovovania ponorom po úprave roztokom 5 % HNO3. Senzor NO vykazoval vynikajúce snímacie vlastnosti v rozsahu koncentrácie NO od 0 do 400 ppm. Xu a kol. navrhli senzor na báze LPFG nanesený na kompozity GO/acetát celulózy na snímanie amoniaku [115]. Na nanesenie týchto kompozitov sa použila metóda chemického zosieťovania a technika ponárania. Navrhovaný senzor amoniaku vykazoval vynikajúcu citlivosť (98,32 pm/ppm).

Obrázok 12. SEM snímky (a) bočného povrchu LPFG a (b) prierezu LPFG potiahnutého kompozitnou membránou. Pretlačené so súhlasom [96].

Okrem toho sa kovovo-organické rámce (MOF) vďaka svojim vynikajúcim vlastnostiam laditeľnej pórovitosti, veľkej vnútornej povrchovej ploche a organickej funkčnosti široko používajú na funkcionalizáciu senzorov na báze LPFG na snímanie plynov a iné snímanie. MOF sú hybridné kryštalické nanomateriály zložené z kovových katiónov a organických ligandov [116–118]. Metódy funkcionalizácie optických vlákien pomocou MOF sa zameriavajú najmä na kryštalizáciu in situ [119,120]. Skupina Korposh vyvinula senzor organických pár na báze LPFG funkcionalizovaný filmami zo zeolitickej imidazolovej štruktúry-8 (ZIF{8}}) ​​[121]. Ako je znázornené na obrázku 13a, filmy ZIF{11}} boli nanesené na povrch LPFG pomocou techniky kryštalizácie in situ. Transmisné spektrum LPFG bolo monitorované počas každého modifikačného kroku. Rovnomerná hrúbka ZIF{12}} je znázornená na obrázkoch SEM na obrázku 13b. Nakoniec sa tento navrhovaný senzor použil s citlivosťou 0.{18}}15 ± {{20}},001 a 0,018 ± 0,0015 nm/ppm a LOD 6,67 a 5,56 ppm pre acetón a etanol v uvedenom poradí v [98]. Tá istá skupina vyrobila senzor oxidu uhličitého (CO2) na báze LPFG modifikovaný tenkým filmom HKUST-1 pomocou in situ kryštalizácie a techniky LbL [99]. Detekcia CO2 bola uskutočnená s LOD 401 ppm. Okrem toho sa MOF môžu použiť aj ako potenciálne matrice na integráciu enzýmov [122]. Zhu a kol. uviedli, že glukózooxidázou (GOx) zapuzdrený ZIF-8 bol nanesený na LPFG prostredníctvom kryštalizácie in situ [100]. Získala sa citlivosť 0,5 nm/mm v rozsahu 1–8 mM na detekciu glukózy.

5. Reflexné snímače na báze LPFG

Pretože snímač na báze LPFG môže spájať svetlo zo základného režimu jadra do režimov plášťa šíriaceho sa dopredu, preto vytvára súbor rezonančných pásiem útlmu sústredených na diskrétnych vlnových dĺžkach v prenosovom spektre. Jednou zo zvláštností senzorov na báze LPFG je ich prevádzka v transmisnom režime, čo je nepohodlné pre niektoré biologické aplikácie, keď je potrebné ich zaviesť do liekovky/skúmavky. Z hľadiska realizácie miniaturizácie musia byť port vyžarovania svetla a port zberu signálu nasadené na rovnakom aspekte. Navyše citlivosť na ohyb môže interferovať s prenášaným optickým signálom [123]. Preto existujú diela, v ktorých sa prevádzka LPFG v režime prenosu transformuje na prevádzku v režime odrazu. Swart, PL navrhol Michelsonov interferometer s jednou sondou založený na LPFG, kde fázový posun interferometra závisí od RI okolia [124]. Kim DW tiež vyvinul jednovláknovú sondu založenú na dvoch interferometroch, reflexnom LPFG pre RI snímanie a vlastnom Fabry-Perotovom interferometri na meranie teploty [125]. Hoci snímač interferometra na báze LPFG pracoval v odrazovom režime, celková dĺžka snímača mohla byť aspoň 4 ~ 5 cm kvôli povahe interferometra [124, 126], čo bolo nepohodlné pre detekciu in vivo. Jiang a kol. vyvinul kompaktný reflexný snímač LPFG potiahnutím hliníkovej fólie iba na koncovú fazetu plášťa a potom odrážal iba režimy plášťa [127]. Dĺžka navrhovaného zariadenia bola zvyčajne 0,5 až 3 cm, čo bolo rovnaké ako pri bežnom snímači na báze LPFG. Použil sa však zložitý proces poťahovania. Rana S. a kol. použil cenovo výhodnú metódu nanášania štetcom s použitím dostupnej striebornej pasty na realizáciu reflexného snímača LPFG. Vyvinuté zariadenie bolo realizované s koeficientom teplotnej citlivosti 0,046 nm/◦C v rozsahu medzi 23 ◦C a 200 ◦C [128]. V [129] bol vyrobený reflexný senzor na báze LPFG so zrkadlom so slučkou vlákna Sagnac (SFLM) na meranie RI a teploty. Súčasné meranie RI a teploty je možné dosiahnuť týmto zariadením v dôsledku rôznych citlivostí na RI a teplotu LPFG a SFLM. Ďalším nevyhnutným problémom reflexných snímačov založených na LPFG je generovanie nežiaducich interferometrických pásiem, ktoré prekrývajú pásma útlmu LPFG [130,131]. Niektoré účinné prístupy sa zameriavajú na presné štiepenie na konci LPFG [123] alebo leštenie po štiepení [132], aby sa získal jedinečný pás útlmu. V [123], ako je znázornené na obrázku 14, bol koniec mriežky presne odrezaný a potiahnutý reflexnou vrstvou. Aby sa zvýšila citlivosť tohto zariadenia na SRI, povrch vlákna z ataktického polystyrénu bol upravený HRI. Potom sa poly(metylmetakrylát)-ko-metakrylová kyselina naniesla na vlákno ako biofunkčná vrstva na kovalentnú imobilizáciu bioreceptora. Detekcia triedy C-laktamáz bola dosiahnutá až do koncentrácie rádovo niekoľkých desiatok nM v PBS pufri.

Obrázok 14. (a) Schematický pohľad na konečný reflexný LPFG prevodník; b) experimentálna a numerická citlivosť SRI; (c) fotografia zobrazujúca reflexnú LPFG biosenzorovú sondu vyvinutú v tejto práci. Pretlačené so súhlasom [123]. Copyright © 2016 Elsevier BV

Villar ID a kol. [133] navrhol jednoduchší spôsob, ako získať jediné pásmo útlmu; koniec vlákna bol pokrytý strieborným zrkadlom, ktoré mohlo absorbovať energiu prenášanú cez režimy plášťa. Zaujímavejšie je, že Dey TK a kol. [101] odstránil časť LPFG na ľubovoľnom mieste bez požiadavky presného štiepenia alebo leštenia. Nežiaduce rezonančné pásy by sa mohli odstrániť prispôsobením PMC režimu plášťa; prospelo aj zvýšením citlivosti RI tohto zariadenia. Nakoniec sa získala RI citlivosť ~ 1300 nm/RIU.

6. Závery

Tento prehľad zdôrazňuje základný princíp fungovania senzorov na báze LPFG a mechanizmy ich senzibilizácie a zvyšovania citlivosti pre chemické a biomedicínske aplikácie. Základným princípom biosenzorov na báze LPFG je, že zmeny SRI možno previesť na meranie posunu rezonančnej vlnovej dĺžky alebo zmeny straty prenosu. Na zvýšenie citlivosti biosenzorov na báze LPFG pre chemické a biomedicínske aplikácie boli v nedávno publikovaných správach prijaté dve hlavné metodológie. Jedným z nich je navrhnúť LPFG pracujúce na alebo blízko DTP, čo možno realizovať vyladením periódy mriežky, priemeru plášťa alebo hrúbky funkčnej vrstvy. Táto metodika má dobrý výkon na detekciu imunoglobulínu, baktérií, DNA a iných cieľov. Druhým je efekt MT, ktorý je možné realizovať potiahnutím povrchu vláknitého plášťa vhodnou hrúbkou materiálov HRI. Ukázalo sa, že táto metodika funguje dobre pri detekcii organického plynu (napr. metánu a butánu) a proteínu (napr. biotinylovaného BSA, C-reaktívneho proteínu). Kombinácia týchto stratégií je tiež preskúmaná v tomto článku. Na druhej strane, funkcionalizácia biosenzorov na báze LPFG je nevyhnutným krokom na dosiahnutie špecifického snímania. Ako je uvedené v tabuľke 2, sumarizujeme niekoľko bežných funkcionalizačných metód zodpovedajúcich rôznym druhom receptorov. APTES silanizácia sa zvyčajne používa na kovalentnú väzbu protilátok alebo enzýmov, ďalšia funkcionalizácia s GO môže poskytnúť zariadeniu schopnosť kovalentne viazať viacero druhov receptorov vďaka množstvu funkčných skupín GO. Okrem toho je v tomto článku tiež preskúmaná zostava LbL, metóda nekovalentnej funkcionalizácie. Výhodou tejto metódy je, že je pohodlnejšia a dokáže presne kontrolovať hrúbku funkčnej vrstvy. Táto metóda sa použila na nanášanie polyelektrolytov na snímanie slanosti a pH, ako aj na detekciu iónov, plynov a baktérií. Preskúmali sa aj iné funkcionalizačné metódy (napr. namáčanie a in situ kryštalizačné techniky). Okrem toho boli predstavené aj reflexné senzory na báze LPFG. Hoci demonštrované LPFG v reflexných konfiguráciách vykazujú menšiu citlivosť, môžu byť zavedené do liekovky / skúmavky, čo je pohodlnejšie a praktickejšie pre ich chemické alebo biomedicínske aplikácie. V tomto prehľade sa ukázalo, že LPFG je sľubnou snímacou platformou pre chemické a biomedicínske aplikácie. Zmysluplným budúcim smerom by malo byť využívanie inovatívnych náterových materiálov a funkcionalizačných metód na detekciu viacerých druhov biomolekúl. Okrem toho by sa vlastná schopnosť multiplexovania OFBS mala využívať v senzoroch na báze LPFG na dosiahnutie viacparametrových alebo viaccieľových meraní zapisovaním rôznych mriežok do toho istého zariadenia. V komplexných prostrediach merania by sa malo viac úsilia zamerať na zníženie alebo elimináciu účinkov krížovej citlivosti (napr. teploty, napätia) na snímače na báze LPFG.

cistanche tubulosa - zlepšenie imunitného systému

Referencie

1. Mittal, S.; Kaur, H.; Gautam, N.; Mantha, AK Biosenzory na diagnostiku rakoviny prsníka: Prehľad receptorov, prevodníkov a stratégií zosilnenia signálu. Biosens. Bioelektrón. 2017, 88, 217–231. [CrossRef] [PubMed]

2. Mehrotra, P. Biosenzory a ich aplikácie – prehľad. J. Oral Biol. Craniofac. Res. 2016, 6, 153–159. [CrossRef]

3. Polley, N.; Basák, S.; Hass, R.; Pacholski, C. Plazmonické senzory z optických vlákien: Poskytovanie citlivých platforiem biosenzorov s minimálnym laboratórnym vybavením. Biosens. Bioelektrón. 2019, 132, 368–374. [CrossRef]

4. Roriz, P.; Silva, S.; Frazão, O.; Novais, S. Senzory teploty optických vlákien a ich biomedicínske aplikácie. Senzory 2020, 20, 2113. [CrossRef]

5. Esposito, F.; Srivastava, A.; Sansone, L.; Giordano, M.; Campopiano, S.; Iadicicco, A. Biosenzory bez označenia založené na vláknitých mriežkach s dlhou periódou: Prehľad. IEEE Sens. J. 2021, 21, 12692–12705. [CrossRef]

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

7. Chen, K.-C.; Li, Y.-L.; Wu, C.-W.; Chiang, C.-C. Glukózový senzor využívajúci sondu z optických vlákien v tvare U s nanočasticami zlata a oxidázou glukózy. Senzory 2018, 18, 1217. [CrossRef]

8. Liu, J.; Xing, Y.; Zhou, X.; Chen, GY; Shi, H. Light-sheet šikmé lúče vylepšené fluorescenčným imunitným senzorom z optických vlákien v tvare U pre Microcystin-LR. Biosens. Bioelektrón. 2021, 176, 112902–112908. [CrossRef]

9. Chen, L.; Leng, Y.-K.; Liu, B.; Liu, J.; Wan, S.-P.; Wu, T.; Yuan, J.; Shao, L.; Gu, G.; Fu, YQJS; a kol. Biosenzor z optických vlákien s ultravysokou citlivosťou bez štítkov založený na skosenej jednovidovej spojke bez jadra a jednovidovej spojke na detekciu Staphylococcus aureus. Sens. Actuators B Chem. 2020, 320, 128283. [CrossRef]

10. Kumar, R.; Leng, Y.; Liu, B.; Zhou, J.; Shao, L.; Yuan, J.; Fan, X.; Wan, S.; Wu, T.; Liu, JJB Bioelectronics, Ultrasenzitívny biosenzor založený na magnetických mikroguľôčkach s vylepšeným mikrovláknovým interferometrom. Biosens. Bioelektrón. 2019, 145, 111563. [CrossRef]

11. Quero, G.; Crescitelli, A.; Paladino, D.; Consales, M.; Buosciolo, A.; Giordano, M.; Cutolo, A.; Cusano, A. Vláknová mriežka s dlhou periódou evanescentnej vlny v optických vláknach tvaru D na detekciu indexu lomu s vysokou citlivosťou. Sens. Actuators B Chem. 2011, 152, 196–205. [CrossRef]

12. Jang, HS; Park, KN; Kim, JP; Sim, SJ; Kwon, OJ; Han, Y.-G.; Lee, KS Sensitive DNA biosenzor založený na dlhodobej mriežke vytvorenej na bočne leštenom povrchu vlákna. Opt. Express 2009, 17, 3855–3860. [CrossRef] [PubMed]

13. Bekmurzayeva, A.; Dukenbajev, K.; Shaimerdenová, M.; Beknijazov, I.; Ayupová, T.; Sypabeková, M.; Molardi, C.; Tosi, D. Biosenzor s Braggovou mriežkou z leptaných vlákien funkcionalizovaný aptamérmi na detekciu trombínu. Senzory 2018, 18, 4298. [CrossRef] [PubMed]

14. Sypabeková, M.; Korganbajev, S.; González-Vila, Á.; Caucheteur, C.; Shaimerdenová, M.; Ayupová, T.; Bekmurzayeva, A.; Vangelista, L.; Tosi, D. Funkcionalizované leptané naklonené vlákno Braggovho mriežkového aptasenzoru na detekciu proteínu bez označenia. Biosens. Bioelektrón. 2019, 146, 111765. [CrossRef]

15. Lobry, M.; Fasseaux, H.; Loyez, M.; Chah, K.; Goormaghtigh, E.; Wattiez, R.; Chiavaioli, F.; Caucheteur, C. Biosenzory s mriežkou z plazmových vlákien demodulované cez priesečník spektrálnych obálok. J. Light. Technol. 2021, 39, 7288–7295. [CrossRef]

16. Celebanská, A.; Chiniforooshan, Y.; Janík, M.; Mikulic, P.; Sellamuthu, B.; Perreault, J.; Bock, WJ Bioinšpirovaná sacharidmi zdobená dlhodobá vláknitá mriežka na detekciu baktérií bez štítkov. IEEE Sens. J. 2019, 19, 11965–11971. [CrossRef]

17. Xiao, P.; Sun, Z.; Huang, Y.; Lin, W.; Ge, Y.; Xiao, R.; Li, K.; Li, Z.; Lu, H.; Yang, M.; a kol. Vývoj optického imunitného senzora z mikrovlákna na analýzu antigénu špecifického pre prostatu s použitím dlhoperiodickej mriežky vysokého rádu. Opt. Express 2020, 28, 15783–15793. [CrossRef]

18. Shu, X.; Zhang, L.; Bennion, I. Charakteristiky citlivosti dlhoperiodických vláknitých mriežok. J. Light. Technol. 2002, 20, 255-266.

19. Pilla, P.; Trono, C.; Baldini, F.; Chiavaioli, F.; Giordano, M.; Cusano, A. Obrovská citlivosť mriežok s dlhou periódou v prechodovom režime blízko bodu obratu disperzie: Integrovaný dizajnový prístup. Opt. Lett. 2012, 37, 4152–4154. [CrossRef]

20. Zuppolini, S.; Quero, G.; Consales, M.; Diodato, L.; Vaiano, P.; Venturelli, A.; Santucci, M.; Spyrakis, F.; Costi, poslanec; Giordano, M.; a kol. Možnosť použitia optických vlákien bez označenia na detekciu laktamáz triedy C exprimovaných baktériami odolnými voči liekom. Biomed. Opt. Express 2017, 8, 5191–5205. [CrossRef]

21. Chiavaioli, F.; Janner, D. Snímanie optických vlákien so stratovými rezonanciami: Aplikácie a perspektívy. J. Light. Technol. 2021, 39, 3855–3870. [CrossRef]

22. Lin, Y.-C.; Chen, L.-Y. Jemná aplikácia rezonancie so stratovým režimom indukovanej elektrickým poľom na zvýšenie výkonu biosenzora optického planárneho vlnovodu. Biosenzory 2021, 11, 86. [CrossRef] [PubMed]

23. Wang, W.; Mai, Z.; Chen, Y.; Wang, J.; Li, L.; Su, Q.; Li, X.; Hong, X. Biosenzor SPR z optických vlákien bez označenia na špecifickú detekciu C-reaktívneho proteínu. 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. Glutatiónom funkcionalizovaný senzor vláknových mriežok s dlhou periódou založený na povrchovej plazmónovej rezonancii na detekciu iónov As3+. Nanotechnológia 2021, 32, 485501. [CrossRef]

25. Chalyan, T.; Guider, R.; Pasquardini, L.; Zanetti, M.; Falke, F.; Schreuder, E.; Heideman, RG; Pederzolli, C.; Pavesi, L. Asymetrické biosenzory založené na Mach-Zehnderovom interferometri na detekciu aflatoxínu M1. Biosenzory 2016, 6, 1. [CrossRef]

26. Janík, M.; Brzozowska, E.; Czyszczo´n, P.; Celeba ´nská, A.; Koba, M.; Gamian, A.; Bock, WJ; ´Smietana, M. Optický aptasenzor na detekciu baktérií bez štítkov v malých objemoch. Sens. Actuators B Chem. 2021, 330, 129316. [CrossRef]

27. Liu, Q.; Ma, Z.; Wu, Q.; Wang, W. Biochemický senzor je založený na vlákne fotonického kryštálu s tekutým jadrom vyplneným zlatom, striebrom a hliníkom. Opt. Laserová technológia 2020, 130, 106363. [CrossRef]

28. Mahfuz, MA; Hossain, MA; Haque, E.; Hai, NH; Namihira, Y.; Ahmed, F. Snímač plazmového indexu lomu na báze vlákien fotonického kryštálu s bimetalickým povlakom s nízkou stratou šírenia. Senzory 2019, 19, 3794. [CrossRef]

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

30. Managò, S.; Quero, G.; Zito, G.; Tullii, G.; Galeotti, F.; Pisco, M.; De Luca, AC; Cusano, A. Prispôsobenie laboratórnych optród SERS k biologickým cieľom rôznych veľkostí. Sens. Actuators B Chem. 2021, 339, 129321. [CrossRef]

31. Marco, P.; Francesco, G.; Giorgio, G.; Giuseppe, Q.; Andrea, C. Samostatne zostavené periodické vzory na hrote optického vlákna pomocou mikroguľových polí. In Zborník z 24. medzinárodnej konferencie o optických vláknových senzoroch, Curitiba, Brazília, 28. september – 2. október 2015; p. 96341N.

32. Badmos, AA; Sun, Q.; Sun, Z.; Zhang, J.; Yan, Z.; Lutsyk, P.; Rozhin, A.; Zhang, L. Enzýmom funkcionalizovaná dlhodobá vláknitá mriežka s dlhou periódou v prechodovom režime v bode obratu disperzie na detekciu hladiny cukru a glukózy. J. Biomed. Opt. 2017, 22, 027003. [CrossRef]

33. Heidemann, BR; Chiamenti, I.; Oliveira, MM; Muller, M.; Fabris, JL funkcionalizovaná dlhodobá mriežka – senzor z plazmových vlákien aplikovaný na detekciu glyfosátu vo vode. J. Light. Technol. 2018, 36, 863–870. [CrossRef]

34. Kanka, J. Návrh otočných mriežok s dlhou periódou vo vlákne fotonického kryštálu pre refraktometriu plynov. Sens. Actuators B Chem. 2013, 182, 16–24. [CrossRef]

35. Gu, Z.; Xu, Y.; Gao, K. Optická vláknová dlhoperiodická mriežka so solgelovým povlakom pre senzor plynu. Opt. Lett. 2006, 31, 2405–2407. [CrossRef]

36. Wei, W.; Nong, J.; Zhang, G.; Tang, L.; Jiang, X.; Chen, N.; Luo, S.; Lan, G.; Zhu, Y. Snímač povrchovej plazmónovej rezonancie s dlhodobou vláknovou mriežkou na báze grafénu na snímanie plynu s vysokou citlivosťou. Senzory 2017, 17, 2. [CrossRef]

37. Tan, S.-Y.; Lee, S.-C.; Kuramitz, H.; Abd-Rahman, F. Nový hybridný dlhodobý vláknový mriežkový-difúzny gradient v senzorovom systéme tenkých vrstiev na detekciu iónov ortuti (II) vo vode. Optik 2019, 194, 163040. [CrossRef]

38. Wang, J.-N. Mikrofluidná platforma senzora s dlhou periódou vláknovej mriežky na meranie koncentrácie chloridových iónov. Senzory 2011, 11, 8550–8568. [CrossRef]

39. Gan, W.; Xu, Z.; Li, Y.; Bi, W.; Chu, L.; Qi, Q.; Yang, Y.; Zhang, P.; Gan, N.; Dai, S.; a kol. Rýchla a citlivá detekcia Staphylococcus aureus pomocou dlhodobého imunosenzora s vláknitou mriežkou potiahnutého protilátkou proti vaječnému žĺtku. Biosens. Bioelektrón. 2022, 199, 113860. [CrossRef]

40. Vengsarkar, AM; Lemaire, PJ; Judkins, JB; Bhatia, V.; Erdogan, T.; Sipe, JE Dlhoperičné ​​vláknité mriežky ako pásmové filtre. J. Light. Technol. 1996, 14, 58-65. [CrossRef]

41. Patrik, HJ; Kersey, AD; Bucholtz, F. Analýza odozvy dlhoperiodických vláknitých mriežok na vonkajší index lomu. J. Light. Technol. 1998, 16, 1606–1612. [CrossRef]

42. Chiavaioli, F.; Biswas, P.; Trono, C.; Bandyopadhyay, S.; Giannetti, A.; Tombelli, S.; Basumallick, N.; Dasgupta, K.; Baldini, F. Smerom k citlivému imunosenzorovaniu bez označenia pomocou vláknových mriežok s dlhou periódou otočného bodu. Biosens. Bioelektrón. 2014, 60, 305–310. [CrossRef] [PubMed]

43. Marques, L.; Hernandez, FU; James, SW; Morgan, SP; Clark, M.; Tatam, RP; Korposh, S. Vysoko citlivý biosenzor s dlhodobou mriežkou z optických vlákien ukotvený nanočasticami so zlatým plášťom kremíka. Biosens. Bioelektrón. 2016, 75, 222–231. [CrossRef] [PubMed]

44. Del Villar, I.; Cruz, JL; Socorro, AB; Corres, JM; Matias, Optimalizácia citlivosti na infračervené žiarenie s mriežkami s dlhými periódami z leptaných vlákien v bode obratu rozptylu. Opt. Expres 2016, 24, 17680–17685. [CrossRef]

45. Dandapat, K.; Tripathi, SM; Chinifooroshan, Y.; Bock, WJ; Mikulic, P. Kompaktný a cenovo výhodný teplotne necitlivý biosenzor založený na dlhoperiodických vláknitých mriežkach na presnú detekciu baktérií E. coli vo vode. Opt. Lett. 2016, 41, 4198–4201. [CrossRef]

46. ​​Liu, C.; Cai, Q.; Xu, B.; Zhu, W.; Zhang, L.; Zhao, J.; Chen, X. Dlhodobá mriežka funkcionalizovaná oxidom grafénu pre ultrasenzitívnu imunosenzitivitu bez označenia. Biosens. Bioelektrón. 2017, 94, 200–206. [CrossRef]

47. Dey, TK; Tombelli, S.; Biswas, P.; Giannetti, A.; Basumallick, N.; Baldini, F.; Bandyopadhyay, S.; Trono, C. Analýza módu opláštenia najnižšieho rádu dlhoperiodických vláknitých mriežok v blízkosti bodu obratu. J. Light. Technol. 2021, 39, 4006–4012. [CrossRef]

48. Dey, TK; Tombelli, S.; Biswas, P.; Giannetti, A.; Basumallick, N.; Baldini, F.; Bandyopadhyay, S.; Trono, C. Imunologické snímanie bez označenia pomocou vláknitých mriežok s dlhou periódou v režime opláštenia najnižšieho rádu a blízko bodu obratu. Opt. Laserová technológia 2021, 142, 107194. [CrossRef]

49. Yang, J.; Zhou, L.; Huang, J.; Tao, C.; Li, X.; Chen, W. Zvýšenie citlivosti dlhoperiodickej vláknovej mriežky s prechodovým režimom ako metánového senzora pomocou prekryvného nanášania polykarbonátu/kryptofánu A s vysokým indexom lomu. Sens. Actuators B Chem. 2015, 207, 477–480. [CrossRef]

50. Esposito, F.; Zotti, A.; Ranjan, R.; Zuppolini, S.; Borriello, A.; Campopiano, S.; Zarrelli, M.; Iadicicco, A. Jednostranná mriežka z dlhých vlákien potiahnutá tenkým polystyrénovým filmom na snímanie butánových plynov. J. Light. Technol. 2018, 36, 825–832. [CrossRef]

51. Esposito, F.; Sansone, L.; Taddei, C.; Campopiano, S.; Giordano, M.; Iadicicco, A. Ultrasenzitívny biosenzor založený na mriežke s dlhou periódou potiahnutou viacvrstvou polykarbonát-grafénoxid. Sens. Actuators B Chem. 2018, 274, 517–526. [CrossRef]

52. Piestrzy ´ska, M.; Dominik, M.; Košeľ, K.; Janczuk-Richter, M.; Szot-Karpi´ska, K.; Brzozowska, E.; Shao, L.; Niedziółka-Jonsson, J.; Bock, WJ; ´Smietana, M. Ultracitlivé dlhoperiodické mriežky potiahnuté oxidom tantalu na detekciu rôznych biologických cieľov. Biosens. Bioelektrón. 2019, 133, 8–15. [CrossRef]

53. Saha, N.; Kumar, A. Vysoko citlivý snímač indexu lomu založený na prechode režimov v duálnom rezonančnom vlnovode s dlhou periódou mriežky. J. Light. Technol. 2019, 37, 5576–5582. [CrossRef]

54. Li, Z.; Zhu, H. Výkon snímania povrchových vlnovodných režimov excitovaných v dlhodobej vláknovej mriežke so zlato-kremíkovými nanopovlakmi. Opt. Lett. 2021, 46, 266–269. [CrossRef] [PubMed]

55. Esposito, F.; Srivastava, A.; Sansone, L.; Giordano, M.; Campopiano, S.; Iadicicco, A. Zvýšenie citlivosti v mriežkach s dlhou periódou prechodom režimu v nepotiahnutých vláknach s dvojitým plášťom. 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. Dlhodobá mriežka vo vlákne s dvojitým plášťom potiahnutým oxidom grafénu ako vysokovýkonná optická platforma pre biosnímanie. Biosens. Bioelektrón. 2021, 172, 112747. [CrossRef] [PubMed]

57. Esposito, F.; Sansone, L.; Srivastava, A.; Cusano, AM; Campopiano, S.; Giordano, M.; Iadicicco, A. Detekcia vitamínu D bez značenia optickým biosnímaním na báze dlhodobej vláknitej mriežky. 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.; Citlivosť dlhoperiodických mriežok bez označenia Bock, WJ vylepšená nanovrstvami TiO2 nanesenými v atómovej vrstve. Opt. Express 2015, 23, 8441–8453. [CrossRef]

59. 'Smietana, M.; Koba, M.; Mikulic, P.; Bock, WJ kombinované leptanie vlákien na báze plazmy a nanášanie uhlíkovej nanovrstvy podobnej diamantu na zvýšenie citlivosti mriežok s dlhou periódou. J. Light. Technol. 2016, 34, 4615–4619. [CrossRef]

60. Del Villar, I. Senzory s ultra vysokou citlivosťou založené na tenkovrstvových mriežkach s dlhými periódami so zníženým priemerom, v prechodovom režime a blízko bodu obratu disperzie. Opt. Express 2015, 23, 8389–8398. [CrossRef]

61. Zou, F.; Liu, Y.; Mou, C.; Zhu, S. Optimalizácia citlivosti indexu lomu v nanofilmom potiahnutých mriežkach z dlhých vlákien v blízkosti bodu obratu disperzie. J. Light. Technol. 2020, 38, 889–897. [CrossRef]

62. Shu, X.; Zhu, X.; Wang, Q.; Jiang, S.; Shi, W.; Huang, Z.; Huang, DJEL Dvojité rezonančné vrcholy režimu plášťa LP015 v dlhoperiodických mriežkach. Electron. Lett 1999, 35, 649-651. [CrossRef]

63. Biswas, P.; Basumallick, N.; Bandyopadhyay, S.; Dasgupta, K.; Ghosh, A.; Bandyopadhyay, S. Zvýšenie citlivosti mriežok s dlhou periódou otočného bodu ladením počiatočného stavu spojenia. IEEE Sens. J. 2015, 15, 1240–1245. [CrossRef]