Történeti háttér
Leland C. Clark és Champ Lyons 1962-ben megalkották az első
bioérzékelőt, az ún. enzimelektródot, amellyel koszorúérműtétek
során folyamatosan mérni tudták a páciensek véroxigén-szintjét
(Clark – Lyons, 1962). Munkájukkal szemléltették az ilyen és hasonló
eszközök fejlesztésében rejlő hatalmas orvostudományi és
biotechnológiai lehetőségeket, s útjára indítottak egy azóta is
töretlenül fejlődő kutatási területet, a bioszenzorikát. Bár az
elmúlt ötven év során számos új és egyre jobb
bioérzékelő-összeállítást, prototípust és terméket mutattak be,
egyre nő az igény az érzékelők árának és méretének csökkentésére, az
érzékenységük növelésére, jobb kimutatási határok elérésére, jobb
specificitásra és nagyobb stabilitásra, újabb és még komolyabb
kihívásokat támasztva ezzel a jelen és jövő kutatói és mérnökei
számára.
A közismert és széles körben elterjedt, kisméretű,
gyors, olcsó, könnyen használható és megbízható vércukorszintmérők
számos cukorbetegségben szenvedő páciens életét könnyítik meg
évtizedek óta. A sokrétű orvosbiológiai alkalmazásokon (például a
terhesség-, bakteriális fertőzés-, koleszterin- vagy troponin T
gyorsteszteken) túl a bioszenzorokat gyakran használják az
igazságügy területén (például alkohol-, drog- és doppingtesztek
elvégzésére), valamint az iparban is (például a gyógyszergyártásban,
vagy víz- és ételminőség ellenőrzésére). Annak ellenére, hogy az
orvosbiológiai kutatások már bizonyították a többparaméteres
vizsgálatok előnyeit, a modern bioérzékelők jellemzően csak
egyetlen, esetleg néhány paraméter együttes kvalitatív érzékelésére
képesek. Több paraméter egyidejű, helyszíni és kvantitatív
detektálása ma még nehezen kivitelezhető.
Jelenleg a legérzékenyebb bioérzékelők
fluoreszcens, mágneses vagy radioaktív molekulajelölésen alapuló
technikák. Segítségükkel – a jelölő jelét követve – akár egyetlen
molekula útja is követhető a vizsgált térrészben. E módszerek széles
körben elterjedtek, s nagyon népszerűek a biofizikai és biokémiai
kutatásokban. Elvitathatatlan előnyeik mellett ezeknek ugyanakkor a
jelölésmentes eljárásokkal szemben számos hátrányuk is van. A kémiai
jelölés folyamata drága és költséges, idő- és laboratóriumigényes.
Továbbá a csatolt jelölők hatással lehetnek a molekulák
tulajdonságaira, így módosíthatják a mérési eredményeket.
Következésképpen, a jelölésmentes eljárások fontos alternatívát
jelentenek a jelöléses technikák mellett, hiszen ezek, bár jelenlegi
érzékenységük szerényebb, ugyanúgy specifikus és gyors méréseket
tesznek lehetővé a fenti hátrányoktól mentesen.
A jelölésmentes bioszenzorikai rendszerek
érzékelési mechanizmusának alapját a célmolekula és a felismerőelem
között létrejövő specifikus, molekuláris szinten lezajló reakció
képezi, ugyanúgy, mint a jelöléses technikák esetén. Azonban a
jelölő jelének követése helyett kihasználják, hogy a felismerés
(azaz a célmolekula megkötése) valamilyen fizikai-kémiai változást
hoz létre a rendszerben, amely azután egy alkalmas jelátalakító
egység segítségével detektálható és mérhető
(1. ábra). Más szavakkal, a
célmolekulákat is tartalmazó biológiai minta (oldat vagy gáz) a
felismerőelemekkel borított bioszenzor érzékelőfelületét éri, ahol a
felismerőelemek feladata a keresett célmolekulák kizárólagos és
hatékony megkötése. A felismerőelemeket egy korábbi cikkünkben
mutattuk be részletesen (Janosov – Kozma, 2014). A bekötődés
fizikai, illetve kémiai változásokat okoz az érzékelőfelületen,
amelyeket a jelátalakító egység erősít fel, s alakítja át például
elektromosan feldolgozható jellé. Összegezve, a bioérzékelők
feladata valamilyen célmolekula specifikus kimutatása a vizsgált
környezetben (mintában).
Az imént bemutatott gondolatmenetet követve a
bioszenzorikai mérések általános elve a következő: a bioérzékelő
válaszjelét az érzékelőréteg mintabevitel előtt mért alapállapotához
viszonyítjuk, azaz első lépésben rögzítjük az ún. alapvonalat. Ezt
követően a minta rendszerbe juttatásával megkezdődik a célmolekula
felismerése. Az egyre növekedő, exponenciális jelleggel telítődő jel
a felismerés kinetikájára és a célmolekulák koncentrációjára
jellemző. A következő fázis az ún. lemosás, amelynek során
eltávolítják a szenzor felületéről (és a rendszerből) a meg nem
kötött molekulákat, hogy megkapják a bioérzékelési folyamat során
létrejött molekulakomplexek (felismerőelem – célmolekula párok)
valódi mérési jelét. Ezt a jelet a mérés elején rögzített
alapvonalhoz viszonyítják. A komplexek környezetét jellemző
tulajdonságok (például: pH-érték, hőmérséklet) célzott
megváltozásával a lemosás után lehetséges a felület regenerálása,
amelynek eredményeképpen a szenzorfelület visszakerül eredeti
állwapotába. A folyamat sematikus vázlatát az 1. ábra jobb
oldala mutatja be.
A felismerőelemekhez fejlesztett jelátalakítók
számos típusa lelhető fel a tudományos és ismeretterjesztő
irodalomban és a fejlesztő cégek kínálatában. Ezek többnyire tömeg-,
hőmennyiség-, elektrokémiai vagy optikai változások kimutatásán
alapuló mérési eljárások, amelyek közül az optikai módszerek jóval
keresettebbek társaiknál. Ennek fő oka, hogy ezek az imént
felsoroltak előnyeit költséghatékony módon egyesítik: a célmolekula
bekötődési eseményeit kis teljesítményű elektromágneses mező
segítségével roncsolás- és egyéb mellékhatásmentesen, azonnal és
nagy mintavételezési frekvencia mellett detektálják. A
felületegységre jutó érzékenységük kiemelkedően jó, valamint könnyen
tömbbe rendezhetőek, így lehetőséget nyitnak nagyszámú párhuzamos
mérés elvégzésére is. Az érzékelőfelületeik kialakításának
technológiaigénye – a versenytársakhoz képest – viszonylag alacsony.
Továbbá az eszközök méretének gyors csökkenésével, kedvezőbb
mennyiségű minta és reagens felhasználásával és a gyors mérésekkel
gyakran alkalmasak akár páciensközeli vizsgálatok hatékony
elvégzésére is.
Optikai bioérzékelők és működésük
Az optikai jelátalakítók működésének alapja, hogy a célmolekulák
bekötődésükkel kiszorítják a jelátalakító felületén elhelyezett
felismerőelemeket körülvevő eltérő törésmutatójú közeg (általában
valamilyen oldat) molekuláit, így e fizikai mennyiségek átlagos
értékét megváltoztatják a felületközeli rétegben. A törésmutató és
az azzal kapcsolatban álló fizikai mennyiségek (a haladó
elektromágneses mező fázissebessége és hullámhossza, a rendszeren
áthaladó fény intenzitása, polarizációs állapota stb.) a megkötött
célmolekulák mennyiségével arányosan változik. Az optikai
jelátalakítók e különbséget formálják mérhető jellé. Számos
különféle konstrukciójú érzékelő látott már napvilágot, azonban a
következőkben terjedelmi korlátok miatt csupán a legismertebb és
legsikeresebb optikai jelátalakítók rövid bemutatására szorítkozunk.
Hullámvezetés
Kísérleti úton Jean-Daniel Colladon mutatta ki elsőként 1842-ben,
hogy a fény határfelülethez érve akár teljes visszaverődést is
szenvedhet. Abban az esetben ugyanis, ha egy – a fény számára
átjárható – közeget egy nála kisebb törésmutatójúval határolunk, a
nagyobb optikai sűrűségű közeg felől a határfelülethez az ún.
kritikus beesési szög alatt érkező fénysugár teljes mértékben
visszaverődik. (A kritikus beesési szög a Descartes–Snellius-törvény
alapján meghatározható ún. határszög.) Colladon, majd John Tyndhall
kísérletükkel megalapozták a hullámvezető-optika későbbi dinamikus
fejlődését, hiszen amennyiben az ilyen rendszerek geometriáját és
optikai tulajdonságait jól választjuk meg, a fénysugár csapdába
ejthető és kiváló hatásfokkal vezethető. Mára ez a felfedezés számos
területet, köztük a távközlés, a különböző mérés- és
érzékeléstechnikák, valamint az egyéb integrált optikai módszerek
világát is forradalmasította.
Az optikai hullámvezető legegyszerűbben
kivitelezhető, méréstechnikai szempontokból kiváló, valamint
matematikailag a legkönnyebben tárgyalható elrendezése az ún. sík
dielektromos hullámvezető (2.
ábra). Itt egy hordozó- (substrate – S) és egy fedőréteg
(cover – C) között található vékony, magas törésmutatójú
dielektrikumréteg (film – F) tölti be a hullámvezető szerepét. A
filmrétegbe csatolt, s bennük terjedő ún. módusok (megfelelő fizikai
paraméterekkel jellemezhető fénynyalábok) egy exponenciálisan
lecsengő elektromágneses teret, ún. evaneszcens mezőt építenek fel a
határfelület néhány száz nanométeres környezetében (2. ábra).
Az evaneszcens mező kölcsönhat a hullámvezető film környezetével,
így például a felületére rögzített felismerőelemekkel (illetve
később a felismerőelem–célmolekula komplexekkel) is. Mivel e mező
intenzitása a hullámvezetőtől távolodva exponenciálisan csökken, az
ilyen jelátalakítók csakis a felület közvetlen környezetének
változásait detektálják (Kozma et al., 2014a).
A hullámvezetésen alapuló első, széles körben
elterjedt bioérzékelő bemutatása (Tiefenthaler – Lukosz, 1984) óta
már számos más összeállítás is bizonyította, hogy a sík dielektrikum
hullámvezetők kiválóan alkalmasak szenzorikai feladatok ellátására.
Ezek közül az egyik legismertebb eljárás, amely hatékonyan használja
ki a hullámvezetők kivételes felületérzékenységét, az optikai
hullámvezető fénymódus spektroszkópia (optical waveguide lightmode
spectroscopy – OWLS). Elrendezése a következő: egy sík hullámvezető
struktúrát rendkívül finoman forgatható goniométer-asztalra
helyeznek, majd egy lézerfényforrás fényét egy polarizációforgatón
keresztül a hullámvezetőn található optikai rácsra irányítják. A
hullámvezető két végére egy-egy fotodiódát illesztenek, s ezekkel
mérik a beesési szög függvényében a fényintenzitást (2. ábra,
jobb oldali kép). Azon beesési szög mellett, amely esetén a fény
képes a hullámvezetőbe csatolódni, azaz módus indul,
intenzitáscsúcsot mérünk a detektorokkal. Ez a pozíció azonban a
beeső fény hullámhosszán és a rács periódusán túl függ a rétegek
opto-geometriai paramétereitől, azaz a rendszer effektív
törésmutatójától is. Amennyiben a fedő, film és hordozó közegek
optikai sűrűsége állandónak tekinthető, a felületen fejlődő
vékonyrétegben végbemenő változás a móduscsúcsok pozíciójának
folyamatos mérésével követhető.
Interferométerek
Thomas Young 1804-ben publikálta a híres kétréses
fényinterferencia-kísérletét, amely meghatározó szerepet töltött be
a fény hullámtermészetének elfogadásában, továbbá, a klasszikus
optikától a modern kvantumfizikáig számos tudományterületet
inspirált, és segített a környező világ mélyebb megértésében.
Kísérletében bemutatta, hogy egy pontforrás fénye egymáshoz közeli
két résen áthaladva interferenciamintázatot hoz létre. Kilencven
évvel később, egy másik jelentős kísérlet két egymástól függetlenül
tevékenykedő tudós nevéhez fűződik. Ludwig Mach (1892-ben) és Ludwig
Zehnder (1891-ben) megmutatták, hogy egy kollimált fénynyaláb
alkalmazható törésmutató-mérésre. Tekintve, hogy mind a Young-féle,
mind pedig a Mach-Zehnder típusú interferométer a fény
hullámtermészetét használja ki, működésük is
|
|
hasonló. A modern interferométerekben a koherens és
monokromatikus forrás polarizált fényét általában két nyalábra
osztják, amelyek egyike a mintával lép kölcsönhatásba, míg a másik a
referencia szerepét tölti be. A két nyaláb két egymástól független
útvonalon jut el a detektorig, ahol azokat interferáltatva a két
nyaláb – mérő- és referenciaágak – fáziskülönbségéről kaphatunk
információt.
A Mach- és Zehnder-féle elvet követő
interferométerek működésének alapja, hogy a mérőágukban haladó
fénynyaláb a kívánt biológiai oldattal, azaz a mintával
kölcsönhatásba lép, miközben a referenciaágban terjedőhöz képest
fáziseltolódást szenved. A két nyalábot újraegyesítve a
fáziskülönbségüknek megfelelő interferenciaintenzitást mérjük (I
~cos(ΔΦ)). Amennyiben a minta optikai tulajdonságai megváltoznak, a
detektált interferenciaintenzitás is ennek megfelelően módosul. A
Young-interferométerek esetén csupán annyi a különbség, hogy a két
nyalábot nem egyesítik újra, hanem azokat (miután a mérőág
kölcsönhatott a mintával) két szomszédos, egymáshoz közel található
pontból (másodlagos pontforrásból) gömbhullámokat indítva egy
képérzékelő felületén interferenciamintázatot hoznak létre. A
szenzorfelületen végbemenő változások a mérőágban terjedő nyaláb
fázisát, így az interferenciamintázat intenzitásának minimum- és
maximumhelyeit eltolják, amelynek mértékéből következtethetünk a
vizsgált folyamat biofizikai tulajdonságaira. Mind a Mach-Zehnder,
mind a Young típusú modern jelátalakítókat többnyire hullámvezetőkbe
integrálják (3. ábra). Ez
esetben a fenti leírás a szabadon terjedő nyalábok helyett
hullámvezetett módusokra lesz érvényes.
Ellipszometria
Paul Karl Ludwig Drude már 1889-ben lefektette az ellipszometria
elméleti alapjait (Drude, 1889), azonban a módszer csak a
számítástechnika fejlődésével tudott elterjedni, mivel a mérések
kiértékelése nagy számítási kapacitást igényel. Az eljárás
kihasználja, hogy a fény polarizációs állapota a határfelületen
történő törés vagy visszaverődés következtében megváltozik.
Ellipszometriáról akkor beszélünk, ha a beesési síkkal párhuzamosan
polarizált fény visszaverődését hasonlítjuk a beesési síkra
merőlegesen polarizált fény reflexiójához. A fentiekben tárgyalt
bioérzékelők szemszögéből nézve az ellipszometria olyan
interferometriának is tekinthető, ahol a referencianyalábunk a
beesési síkra merőleges polarizációjú fény. A legtöbb megoldás
sajátja, hogy a vizsgáló fénynyaláb polarizációs állapotát modulálja
(például egy polarizátor a beeső fénysugár tengelye mentén történő
forgatásával), és a reflektált intenzitást méri a moduláció
függvényében. Ily módon az egymásra merőleges polarizációjú
reflexióknak nem csupán az amplitúdója, de a fázisa is összevethető
lesz. Következésképpen az interferométerekhez hasonlóan a vizsgáló
fény hullámhosszánál jóval vékonyabb, szubnanométeres
vékonyrétegvastagság-érzékenység érhető el.
A spektroszkópiai ellipszométer két állítható
dőlésszögű, azonos síkban fekvő optikai karból, egy finoman
pozicionálható optikai asztalból, valamint vezérlő és feldolgozó
elektronikai elemekből épül fel. Az egyik optikai kar a fényforrást
és a polarizátort, a másik az analizátort és a detektort foglalja
magában. A fényforrás fénye a forgó polarizátoron áthaladva az
aktuális polarizátorállásnak megfelelő síkban lineárisan
polarizálttá válik. Ezután a mintára vetődik, ahol a fény-anyag
kölcsönhatás következtében polarizációs állapota megváltozik
(általában elliptikusan polarizálttá válik). A mintáról a nyaláb az
analizátorba jut, ahol az ezen áthaladni képes fényhányad bejut a
detektorba. A mérés eredménye a hullámhossz és az analizátor
szögének függvényében mért intenzitás. Az érzékenység növelése
érdekében egyre gyakrabban alkalmaznak a
hullámvezető-spektroszkópiához hasonlóan hordozó felől mérő
ellipszometriai elrendezéseket is, kombinálva a következő fejezetben
bemutatott plazmonrezonanciával.
Plazmonika
A tudományos cikkekben szereplő hivatkozásokat és az eladási
statisztikákat tekintve egyaránt minden idők legsikeresebb optikai
jelátalakítói a felületi plazmonrezonanciát (surface plasmon
resonance – SPR) kihasználó spektroszkópiai berendezések. E műszerek
működési elve az, hogy egy vékony aranyréteg felületéről teljes
visszaverődést szenvedő lézerfény evaneszcens mezeje felületi
plazmonokat (kollektív rezgésbe hozott szabad elektronokat)
gerjeszthet a fémréteg felületén. Az SPR-technológia alkalmazása
esetén a fémfelületről reflektálódó fény intenzitásának szögfüggését
mérik (Homola et al., 1999).
Az ún. Kretschmann-elrendezésben egy üvegprizmához
törésmutató-illesztő folyadékkal olyan üveghordozót rögzítenek,
amelynek túlsó felületére előzőleg arany vékonyréteget választottak
le. A bioérzékelés az aranyréteg felületén megy végbe
(5. ábra). A beesési síkkal
párhuzamosan polarizált fény intenzitása a fémrétegről visszaverődve
egy adott, a felületi plazmonokat gerjesztő szögnél jelentősen
lecsökken, amiből meghatározható a vizsgált vékonyréteg optikai
tulajdonsága. E fizikai paraméter megváltozása kapcsolatba hozható a
bekötődő célmolekulák mennyiségével.
Mikrotömbolvasók
Már az első bemutatásuk óta széles körben alkalmaznak mikrotömböket
(microarrays), ha több mérendő mennyiség együttes detektálására van
szükség. Ennek oka, hogy egyszerű és költséghatékony módon
alkalmazzák a nano-biotechnológia nyújtotta előnyöket. Több száz
vagy több ezer biológiailag fontos anyagot, például különféle
felismerőelem-oldatokat cseppentenek (és rögzítenek kémiailag) rács
elrendezésben egy hordozó felületére. A cseppek térfogata néhány
nanoliter vagy kevesebb, s a hordozón felvett átmérőjük tipikusan
10–500 mikrométer. A hordozót ezek után kezelik a mintával.
Jelölésmentes mikrotömbök esetén a chip egy mosási lépést követően
azonnal vizsgálható. Jelöléses kiolvasás esetén egy további
előkészítési lépést szükséges beiktatni, amelynek során a megkötött
célmolekulákat például fluoreszcens molekulákkal megjelölik.
Számos említésre méltó optikai mikrotömbolvasó
látott már napvilágot, amelyek közül a legismertebbek a konfokális
mikroszkóp elvén működő fluoreszcenciaszkennerek és a
fluoreszcens-mikroszkópok. Az előző alfejezetekben bemutatott példák
közül is több eljárás alkalmas mikrotömbök kiolvasására. Említhetjük
például a képalkotó felületi plazmon spektroszkópokat vagy a
képalkotó spektroszkópiai ellipszométereket. E készülékek a
mikrotömb teljes felületét időben folyamatosan vizsgálva pontos
információt adnak a célmolekulák bekötődésről, így több száz vagy
akár több ezer felismerőelem - célmolekula reakció párhuzamos
kinetikai elemzésekre is lehetőséget nyújtanak. Az utóbbi években
számos hordozható, költséghatékony mikrotömbolvasót is bemutattak,
amelyek bár érzékenységben még elmaradnak, ígéretesnek bizonyultak
helyi diagnosztikai alkalmazásokra (Kozma et al., 2014b).
Kitekintés
Clarknak és Lyonsnak, valamint az elmúlt több mint ötven év során
nyomdokaikba lépő számtalan kutatónak köszönhető, hogy a fentiekben
bemutatott bioérzékelők mára már széles körben elterjedtek, s a
modern kutatások alapvető eszközeivé váltak. A terület dinamikus
fejlődését, térhódítását, valamint a már megjelent kisméretű,
hordozható eszközöket látva könnyen elképzelhető, hogy ugyanúgy,
ahogy ma a mobiltelefonok, a jövőben ezek is mindennapjaink szerves
részei lesznek. Ehhez azonban még hosszú út vezet, hiszen nem
elegendő csupán a készülékek árát csökkenteni. Az eszközök
érzékenységét, a mérések megbízhatóságát is jelentősen javítani
kell, továbbá ezeket olyan kis méretben kell megvalósítani, hogy
azok nem invazív módon legyenek képesek folyamatos detektálásra a
lehető legkevesebb minta felhasználásával úgy, hogy mindeközben a
lehető legtöbb paraméter együttes meghatározását tegyék lehetővé.
Az imént megfogalmazott cél elérését az ún.
lab-on-a-chip fejlesztések segítik, amelyek miniatürizált
diagnosztikai laboratóriumok chip méretű megvalósítását célozzák. Ha
a kisméretű, olcsó és megbízható bioérzékelőket egyesíteni tudjuk a
miniatürizált, laboratóriumi feladatokat ellátni képes lab-on-a-chip
eszközökkel, úgy az ún. point-of-care (helyszíni) vizsgálatok széles
körben elterjedhetnek, s ezek a beteg közvetlen közelében, akár az
orvosi rendelőben, a kórházi ágy mellett, otthonainkban, vagy a
mentőautóban is gyors és széles körű vizsgálatok elvégzését tehetik
majd lehetővé. Ezen hordozható analitikai laboratóriumokkal néhány
percen belül, vagy akár még rövidebb idő alatt elvégezhető helyszíni
tesztek a vizsgálatot végző orvos számára azonnali és rendkívül
fontos információt szolgáltathatnak majd a beteg állapotáról. Nem
lesz szükség a minta szállítására, a túlterhelt központi
laboratóriumok tehermentesítésével pedig elkerülhető lesz a
vizsgálat késlekedése, s mindezekkel időt nyerve, a helyszínen
felállított gyors és pontos diagnózis alapján történő azonnali
beavatkozás életeket menthet.
Kulcsszavak: bioérzékelés, hullámvezető, interferometria,
ellipszometria, plazmonika, mikrotömbök
IRODALOM
Clark, Leland C. – Lyons Champ (1962):
Electrode Systems for Continuous Monitoring in Cardiovascular
Surgery. Annals of the New York Academy of Sciences. 102, 29–45.
DOI: 10.1111/j.1749-6632.1962.tb13623.x
Cooper, Matthew A. (2002): Optical
Biosensors in Drug Discovery. Nature Reviews on Drug Discovery. 1,
515–528. DOI:10.1038/nrd838
Drude, Paul (1889): Über
oberflächenschichten. II. Theil. Annalen der Physik. 272, 865–897.
DOI: 10.1002/andp.18892720409
Homola, J. – Yee, S. S. – Gauglitz, G.
(1999): Surface Plasmon Resonance Sensors: Review. Sensors and
Actuators B. 54, 3–15. DOI:10.1016/S0925-4005(98) 00321-9
Janosov Milán – Kozma Péter (2014): A
jelölésmentes bioérzékelés modern eszközei. Fizikai Szemle. 9,
304-310. •
WEBCÍM
Kozma Péter – Kehl, F. –
Ehrentreich-Förster, E. – Stamm, C. – Bier, F. F. (2014a):
Integrated Planar Optical Waveguide Interferometer Biosensors: A
Comparative Review. Biosensors and Bioelectronics. 58, 287–307. DOI:
10.1016/j.bios.2014.02.049
Kozma Péter – Lehmann, A. – Wunderlich, K.
– Michel, D. – Schumacher, S. – Ehrentreich-Förster, E. – Bier, F.
F. (2014b): A Novel Handheld Fluorescent Microarray Reader for
Point-of-care Diagnostic. Biosensors and Bioelectronics. 47,
415–420. DOI: 10.1016/j.bios.2013.03.043
Nagy Norbert – Volk J. – Tóth A. L. –
Hámori A. – Bársony I. (2006): Optikai érzékelők nanoszerkezetű
szilíciumból. Élet és Tudomány. 36, 1130-1133.
Tiefenthaler, Kurt – Lukosz, Walter
(1984): Integrated Optical Switches and Gas Sensors. Optics Letter.
9, 137–139. DOI: 10.1364/OL.9.000137
|
|