Een draagbaar apparaat op basis van plasmonische thermische detectie voor detectie en kwantificering van laterale flow-assays

Materialen en methoden

Materialen en reagentia

Met fosfaat gebufferde zoutoplossing (PBS) werd gekocht bij Lonza®. N-(3-Dimethylaminopropyl)-N-ethylcarbodiimide-hydrochloride (EDC) en heterobifunctioneel polyethyleenglycol (HS-PEG-COOH, MW =5000  g/mol (5  kDa)) werden gekocht bij SIGMA®. Tween 20, Triton X100, runderserumalbumine (BSA), trehalose, polyvinylpyrrolidon (PVP), N -hydroxysulfosuccinimide (S-NHS), natriumhydroxide, natriumchloride, goud(III)chloridehydraat en HCG-hormoon werden gekocht bij Aladdin®. Sucrose, natriumtetraboraatdecahydraat, boorzuur, kaliumjodide en natriumthiosulfaatpentahydraat werden gekocht bij Sinopharm Chemical Reagent Co., Ltd. Natriumboorhydride werd gekocht bij Shanghai Lingfeng Chemical Reagent Co., Ltd. Anti-αHCG, anti-βHCG en anti - muis secundaire antilichamen, nitrocellulosemembraan (NC-a110), monsterkussen (glasvezel BX108), conjugatiekussentje (glasvezel BX101) en polyvinylchloride (PVC) oppervlakken werden gekocht bij JieyYiBiotech™. 4-Morfolineethaansulfonzuur (MES) werd gekocht bij Shanghai Majorbio. Pure ethanol werd gekocht bij Changshu Yangyuan Chemical Co., Ltd.

Synthese van nanodeeltjes (gouden nanoprisma's, AuNPrs)

De nanodeeltjes die in deze studie werden gebruikt, werden verkregen met behulp van een variant van ons eerder gerapporteerde protocol [25] dat later werd verbeterd [26]. In het kort, een volume van 220 mL van 0,5 mM Na₂ S₂ O₃ werd aangevuld met 20 L van 0,1 M KI. Vervolgens werd 110 mL van de bovengenoemde oplossing geleidelijk toegevoegd aan een oplossing die 2  mM HAuCl₄ bevatte. in de loop van 30 s en geïncubeerd bij kamertemperatuur tot een totale tijd van 4 min, moment waarop de oplossing werd aangevuld met 110 mL van de resterende Na₂ S₂ O₃ +KI-oplossing in de loop van 30 s en nog eens 4 min geïncubeerd. Tot slot 100 mL Na₂ S₂ O₃ zonder KI werd aan de resulterende oplossing toegevoegd en gedurende 60 min bij kamertemperatuur geïncubeerd om de uiteindelijke prismavormige nanodeeltjes te verkrijgen. Alle eerder beschreven incubatiestappen werden uitgevoerd zonder te schudden. Na de synthese werden de nanodeeltjes gestabiliseerd met PEG (PEGylation). De hoeveelheid PEG die aan de nanodeeltjes werd toegevoegd, werd bereid in een verhouding van 1:2 (NP's tot PEG) van het totale gewicht aan goud dat bij de synthese werd gebruikt. PEG werd verdund in 1 mL Milli-Q-water en een bepaald volume NaBH₄ werd vervolgens toegevoegd om een ​​molaire verhouding van 1:1 te bereiken van PEG tot NaBH₄ . Het volledige volume van de PEG naar NaBH₄ oplossing werd volledig toegevoegd aan de AuNPrs en aangepast tot pH -12 met 2 M NaOH onder mild mengen. Ten slotte werd de oplossing gedurende 60 minuten bij 60 ° C gesoniceerd en vervolgens gedurende 15 minuten bij 4400 G bij kamertemperatuur gecentrifugeerd om de AuNPrs te scheiden van overtollig PEG en niet-gereageerde materialen. Pellets werden opnieuw gesuspendeerd in Milli-Q-water en drie keer gecentrifugeerd gedurende 9 min bij 4400 G bij kamertemperatuur. Deze eindmonsters werden verdund tot een kwart van hun oorspronkelijke volume om ze enkele weken bij kamertemperatuur te laten decanteren. Na deze tijd kon de bovenste laag van de oplossing (die een groot deel van kleinere, lichtere nanometrische goudbijproducten bevat) worden verwijderd van de AuNPrs die op de bodem bezinken. De concentratie van nanodeeltjes werd verkregen door hun absorptie (OD) bij 400 nm te meten met UV-Vis-spectroscopie en een conversiefactor (ε) van 11,3 mL mg ⁻¹ toe te passen. cm ⁻¹ . Deze waarde werd experimenteel verkregen door de door ICP verkregen goudconcentratie te correleren met de OD bij 400 nm door UV-Vis van de eindproducten van de synthese.

Conjugatie van nanodeeltjes met anti-HCG-antilichaam

In het kort werd 3 mL van een oplossing die 0,5  mg / ml gePEGyleerde nanodeeltjes bevatte drie keer gewassen met 0,1  M MES-buffer pH 5,5 door 9 min bij 6000 rpm in een mini-spin microfuge bij kamertemperatuur te centrifugeren. De laatste gewassen nanodeeltjes werden opnieuw gesuspendeerd in 1 mL eindvolume van dezelfde buffer (0,1 M MES-buffer pH 5,5), en 4  mg EDC en S-NHS werden aan de oplossing toegevoegd. De monsters werden vervolgens gedurende 20 min onder zacht mengen geïncubeerd, gedurende 9 min bij 6000 rpm min gecentrifugeerd en gewassen met MES-buffer. Vervolgens werd 20 L antilichaamvoorraad (200  μg) aan het monster toegevoegd en 3 uur bij 37 °C geïncubeerd, gevolgd door een tweede incubatie overnacht bij 4 °C (niet schudden). De volgende dag werden de geconjugeerde nanodeeltjes gecentrifugeerd (9 min bij 6000 rpm) en tweemaal gewassen met boraatbuffer 5 mM pH 9. Vervolgens werd 25  mg BSA aan de oplossing toegevoegd. Na 1  uur incubatie bij kamertemperatuur onder zacht schudden, werd het monster gewassen (9 min bij 6000 rpm) met boraatbuffer aangevuld met Tween 20 (5 mM pH 9) en uiteindelijk bewaard bij 4 °C tot verder gebruik voor niet langer dan 4 –5 dagen.

Na de voorbereiding van de nanodeeltjes werd de assemblage van de teststrips uitgevoerd (beschreven in ESI).

Nanodeeltjes laden op het membraan van de strips

Om de nanodeeltjes op het membraan van de strips te laden, werd de concentratie van de oorspronkelijke voorraad gePEGyleerde nanodeeltjes (zonder antilichaam) verkregen en werd een reeks verdunningen uitgevoerd in Milli-Q-water, resulterend in een concentratiebereik van 0 (puur Milli-Q-water zonder nanodeeltjes) tot 10 OD/mL voor de maximale concentratie, wat overeenkomt met 0,9 mg/mL volgens de conversiefactor die eerder werd gekenmerkt door ICP-AES. Omwille van de eenvoud en extrapolatie hadden de OD-waarden de voorkeur boven de gewichtsconcentratie. Zo werd 2 L van elk van de bovengenoemde verdunningen met een micropipet direct op het nitrocellulosemembraan van de strips toegevoegd en in de loop van ~ 2  uur bij kamertemperatuur gedroogd. De gedroogde strips werden vóór de bestralingstests bij kamertemperatuur bewaard.

Voor de detectie van het HCG-antigeen in de strips werd een reeks verdunningen van de analyt (HCG) uitgevoerd in PBS. Elke strip werd uitgevoerd door 5 L AuNPr geconjugeerd met anti-HCG-antilichaam in het geconjugeerde kussen te laden en 50  μL van de vereiste verdunning die HCG bevatte. De strips werden op dezelfde manier gedroogd als bij de vorige test.

Ontwikkeling van het draagbare apparaat

Het draagbare apparaat (figuur 1a en aanvullend bestand 1:figuur S1) werd geassembleerd met behulp van embedded systeemtechnologie en op het oppervlak gemonteerde componenten, omdat ze klein van formaat en kosteneffectief zijn. De samenstelling van het prototype wordt getoond in Fig. 1b. Het moederbord (Extra bestand 1:Afbeelding S1) is de kernmodule van het apparaat, waarvan de functie is om de gegevens te verwerken en de rest van de componenten aan te sturen. Deze module bestaat voornamelijk uit de MCU STM32F407, die een groot geheugen en een laag stroomverbruik heeft. Op het moederbord is een spanningsconversiecircuit ontworpen om voor elke module in het apparaat de juiste spanning te leveren.

Details van draagbaar apparaat. een Draagbaar apparaat op basis van plasmonische thermische detectie. b Hardwaresamenstellingsdiagram ① moederbord, ② laser- en sensormodule en ③ gebruikersinterface. c Patroon voor strips

Op het moederbord zijn vijf interfaces toegepast voor de verbinding met andere modules. De temperatuursensor was via een IIC-interface op het moederbord aangesloten om de door de sensor verzonden temperatuursignalen te ontvangen. Voor nauwkeurige temperatuurmeting hebben we gekozen voor temperatuursensoren met een digitale uitgang. De sensor voor geleidingsmodus was een halfgeleidersensor (ADT7420, Analog Devices) met een 16-bits temperatuurresolutie (0,0078 °C) en een laag stroomverbruik (700 μW). In de stralingsmodus hebben we gebruik gemaakt van een infraroodthermometer (MLX90614, Melexis) met een 17-bits temperatuurresolutie en een stroomverbruik van 3,9 mW. De interface tussen de laserbesturingsmodule en het moederbord bestond uit een relaisbesturingscircuit om een ​​nauwkeurig beheer van de laserdiode te garanderen en het moederbord te beschermen tegen hoge stroomsterkte. De lasermodule bestond uit drie componenten:(1) de laserbesturingscomponent (aanvullend bestand 1:figuur S1), (2) een laserdiode (Thorlabs, M9-A64-0200) die een lichtbron leverde met een golflengte van 1064 nm en een optisch maximaal uitgangsvermogen van 200 mW, en (3) een asferische lens (Thorlabs, 354330-C) gemonteerd in de lasermodule om het door de laserdiode uitgezonden licht te convergeren in een gebied van 1 mm x 2,5  mm. Deze componenten maakten het mogelijk om de testlijn op de strip nauwkeurig te verlichten. Een LCD-aanraakscherm (TaoJinChi Corporation TJC4827K043_01RN, 480 × 272 pixel) werd gebruikt om een ​​grafische gebruikersinterface te bieden. Interface 4 van het bord werd overgelaten om programma's te downloaden en te debuggen. In het apparaat was een USB-interface gemonteerd, die diende als oplaadpoort voor de batterij en als communicatiepoort tussen het apparaat en een optionele externe computer. Het prototype werd aangedreven door een 10.000 mAh lithiumbatterij. Programma's in de MCU zijn samengesteld door IAR-software (versie 7.50.2.10505). De grafische gebruikersinterface is ontworpen met behulp van de USART HMI-software.

Ontwerp van de prototypebehuizing en teststripcartridge

Om ervoor te zorgen dat het apparaat gebruiksvriendelijk en draagbaar is, zijn een 3D-geprint omhulsel en een cartridge ontworpen, waardoor het anti-interferentievermogen en de stabiliteit van het apparaat zijn verbeterd. Witgekleurde hars werd gebruikt als materiaal voor zowel de behuizing als de cartridge. Voor het ontwerp is gebruik gemaakt van Solidworks 2018-software.

Een kubusvormige behuizing (Extra bestand 1:Afbeelding S2a) en een rechthoekige bodemplaat (Extra bestand 1:Afbeelding S2b) werden ontworpen voor het apparaat volgens de vorm van de interne componenten. De kubusvormige behuizing bood een vaste montagepositie voor het LCD-scherm en de laserdiode-besturingsmodule. Een rechthoekige gleuf aan de zijkant van de behuizing werd gebruikt voor het plaatsen van de teststripcartridge. De bodemplaat was voorzien van een batterij en een montageplaat voor het moederbord, waardoor de componenten bewegingsloos op de bodemplaat konden worden bevestigd. Alle detectiedelen werden in de bodemplaat vastgezet. Een draagframe voor zowel de sensor als de stripcassette werd in de bodemplaat geplaatst, waardoor ze nauw contact maakten. Voor de laserdiode en de lens werd een fijnafstemmend bewegend spoor voorzien, waardoor de afstand kon worden vastgelegd en aangepast. De afmeting van de hele behuizing was 133 mm × 108 mm × 73 mm.

Een speciale cartridge (Fig. 1c, 15 mm × 4 mm × 70 mm) is ontworpen voor de bescherming van teststrips. De cartridge had drie vensters, één voor het laden van het monster en nog twee voor de visualisatie van respectievelijk de testlijn en controlelijn. Het venster van de testlijn is iets kleiner ontworpen dan de breedte van de teststrip om ervoor te zorgen dat de laser niet door de teststrip kan gaan en de detectie van de sensor beïnvloedt. Aan de achterkant van de cartridge is een inkeping gemaakt waardoor de geleidende sensor de achterkant van de strips volledig kan raken in de positie van de testlijn, terwijl de stralingssensor de temperatuur goed kan detecteren.

Algoritme voor thermische detectie en parameterberekening

Omdat de laser de nanodeeltjes verlichtte, werd er warmte gegenereerd in de testlijn die detecteerbare temperatuurveranderingen veroorzaakte. Deze warmteontwikkeling (Q , W/m ³ ) hangt af van de concentratie van nanodeeltjes (C , OD/mL), het verlichtingsgebied (A , m ² ), en de laserintensiteit (I , W/m ² ) [22], volgens de volgende formule:

Het thermische signaal (temperatuur) werd verzameld toen de laser de strips verlichtte. Omdat het verlichtingsgebied en de laserintensiteit constant werden gehouden, verandert het thermische signaal met de hoeveelheid nanodeeltjes die op de testlijn binden. Voor het kwantificeren van de warmteontwikkeling werden twee methoden vergeleken. De eerste gebruikte de temperatuurveranderingen (Aanvullend bestand 1:Figuur S3) om het thermische signaal te kwantificeren. De variatie van temperatuur (∆T ) werd berekend voor de bepaling:

waar T _einde is de uiteindelijke (maximale) temperatuur bereikt aan het einde van de bestraling en T ₀ is de initiële omgevingstemperatuur die door de sensor wordt geregistreerd vóór het begin van de bestraling. Een andere methode gebruikte de kwantitatieve berekening van het gebied onder de curve (AUC, aanvullend bestand 1:figuur S3). Deze methode verdeelt de curve in trapezoïden volgens een bemonsteringsfrequentie van 10 Hz, gevolgd door de berekening van de optelling van alle trapezoïden. Het thermische signaal werd verkregen door het gebied te delen door de detectietijd (t _det ):

Bij toepassing van beide methoden in de detectie gaf de AUC-analyse een betere herhaalbaarheid van de kwantificering (Aanvullend bestand 1:Figuur S4). Daarom werd de AUC-analyse geselecteerd voor gebruik in de uiteindelijke kwantificering van de warmte.

Om de prestaties van de verschillende detectiemethoden te evalueren, hebben we de LOD van de kwantificering beoordeeld. In elk experiment hebben we één concentratie gemeten voor vier monsters (vier strips, n =4). Gezien de standaarddeviatie (σ₀ ) van de lege groep en de gevoeligheid (S ) wat de helling is van de standaardcurve in lineair bereik, hebben we de LOD als volgt geëvalueerd:

Assayprocedure

De hele testprocedure omvatte drie hoofdstappen:(1) gegevensverzameling, (2) detectie en verwerving van resultaten, en (3) weergave en opslag van resultaten. Eerst werd de teststrip in de cartridge geladen en in het apparaat gestoken. De meting werd eenvoudig uitgevoerd door op de detectieknop te tikken en de patiëntgegevens in te voeren (optioneel kan in plaats daarvan een anonieme code worden ingevoerd). De informatie werd verzonden naar de microcontroller-eenheid (MCU) en opgeslagen. Vervolgens activeerde MCU de temperatuursensor en de laserdiode om de test te starten. Ondertussen werden de temperatuurgegevens die door de MCU werden ontvangen, naar het LCD-scherm gestuurd voor realtime weergave en plotten. Na de detectie heeft de MCU de AUC-waarde berekend en het resultaat op het scherm weergegeven.

Resultaten en discussie

Karakterisatie van de nanodeeltjes

UV-Vis-spectra van geconjugeerde nanoprims worden getoond in Fig. 2a, wat aangeeft dat de maximale piek bij 1130 nm ligt. De absorptie van de AuNPr bij de lasergolflengte (1064 nm) is 92% procent van de maximale absorptie bij 1130 nm. SEM- en TEM-afbeeldingen (Fig. 2b, c) werden verzameld om de morfologie van de nanodeeltjes te visualiseren, wat de meeste driehoekige vormen bevestigt.

Karakterisering van de gouden nanoprims. een UV-Vis-spectra van de nanodeeltjes. Representatieve afbeeldingen van de ongeconjugeerde nanodeeltjes gevisualiseerd door b SEM en c TEM

Optimalisatie van de meetomstandigheden in het apparaat

Bij thermische detectie zijn de detectietijd en de afstand van de laserdiode tot de testlijn de belangrijkste factoren die de signaalrespons beïnvloeden [27, 28]. De twee factoren werden bestudeerd om de meetomstandigheden te optimaliseren. Voor de optimalisatie van de bestralingstijd hebben we de strips 10 min bestraald en de temperatuurveranderingen door beide sensoren geregistreerd. Zoals te zien is in figuur 3a, bleef de temperatuur binnen 10 min stijgen, maar de temperatuurstijging begon na 120 s een plateau te bereiken. Dit resultaat komt overeen met eerder onderzoek waarin een vergelijkbare trend werd waargenomen in thermische signaalveranderingen met de tijd [28]. Gezien de vereisten van POCT en stroomverbruik, werd de detectietijd van het apparaat ingesteld op 120 s.

Thermische detectie optimalisatie. een Temperatuurveranderingen in 10 min bestraling. b Thermisch signaal op verschillende instralingsafstanden

Vervolgens werd de optimalisatie van de afstand uitgevoerd. Figuur 3b liet zien dat het thermische signaal afnam met de toename van de afstand tussen de laserdiode en de testlijn. De reden kan zijn dat het laservermogen dat de testlijn bereikte, werd verzwakt naarmate de afstand het effectieve bestraalde gebied vergroot. Om de maximale signaalrespons te krijgen, was de afstand ingesteld op 7 mm.

Het effect van omgevingstemperatuur op thermische detectie

Aangezien thermische detectie nauw verwant is aan temperatuur, was het noodzakelijk om te onderzoeken hoe de omgevingstemperatuur de thermische detectie beïnvloedt. De omgevingstemperatuur werd met behulp van een incubator tussen 27,5 en 40°C gebracht. Op elk temperatuurpunt werden in totaal 4 monsters gemeten met een interval van 2,5°C. De curves van de omgevingstemperatuur versus het thermische signaal werden gemeten voor respectievelijk de blanco en 1 OD/mL-strips met beide thermische detectiemethoden. De parameters van de omgevingstemperatuur van de passende curve worden weergegeven in Tabel 1. Afbeelding 4a laat zien dat in de geleidingsmodus de hellingen van de curve over het algemeen consistent waren voor verschillende concentraties, wat aangeeft dat veranderingen in de omgevingstemperatuur hetzelfde effect hadden op verschillende concentraties. Als resultaat kan de omgevingseffectcurve worden gebruikt om kwantitatieve resultaten te kalibreren. In de stralingsmodus waren de hellingen van de curven (figuur 4b) die overeenkomen met de twee concentraties consistent met elkaar, maar beide curven vertoonden een neerwaartse trend. De resultaten suggereren dat de geleidingsmodus betrouwbaarder is bij het meten van monsters onder omstandigheden met een hoge temperatuurvariabiliteit.

Effect van omgevingstemperatuur. een Thermisch signaal verandert met de omgevingstemperatuur in geleidingsmodus. b Thermisch signaal verandert met de omgevingstemperatuur in stralingsmodus

Kwantificering van de nanodeeltjes

Thermische detectiedetectie

Om de standaard kwantificatiecurven te verkrijgen, werden de twee thermische detectiemethoden (aanvullend bestand 1:figuur S5) respectievelijk gebruikt om teststrips te detecteren die nanodeeltjes bevatten in het bereik van 0 tot 10 OD/mL. Die strips (aanvullend bestand 1:figuur S6a) die verschillende concentraties nanodeeltjes bevatten, werden gedetecteerd door het genoemde draagbare apparaat (zie de sectie "Materialen en methoden"). De instelling van beide sensoren in het apparaat wordt weergegeven in Aanvullend bestand 1:Afbeelding S5a en S5b. Voor elke concentratie werden vier monsters getest bij een omgevingstemperatuur van 27,5°C. Het apparaat paste de AUC-methode toe om het thermische signaal bij de testlijn te berekenen. Daarom was de kwantificering van het thermische signaal evenredig met de hoeveelheid nanodeeltjes op de testlijn. De kwantificatiecurven (Fig. 5a) werden gegenereerd door lineaire regressie van de gegevens verkregen uit het thermische signaal tegen de concentratie van de nanodeeltjes en worden weergegeven door de formules in Tabel 2.

Kwantificering van nanodeeltjes. een Standaard kwantificatiecurven in drie methoden. b Kwantitatieve resultaten in lage concentratie met lineaire curven

Tabel 2 laat zien dat de gevoeligheid van de stralingsmodus 15 keer hoger was dan die van de geleidingsmodus. De LOD van geleidings- en stralingsmodi waren respectievelijk 0,053 OD/mL en 0,023 OD/mL. Bij thermische detectie verbeterde de stralingsmodus de detectielimiet (LOD) met een factor twee in vergelijking met de geleidingsmodus. De stabiliteit van LFA-strips werd ook getest zoals weergegeven in aanvullend bestand 1:figuur S7. De geleidende thermische detectiemodus vereist de overdracht van warmte tussen twee vaste stoffen. Wanneer de temperatuur van de testlijn snel stijgt, duurt het even (ontspanningstijd) voordat de sensor dezelfde temperatuur bereikt als de testlijn. Hierdoor was de temperatuur van de sensor aan het einde van de detectie lager dan de werkelijke temperatuur in de testlijn. Aan de andere kant vereiste de stralingsmodus geen overdracht van warmte naar de sensor, omdat de sensor de IR-golf die door de testlijn werd uitgestraald direct detecteerde om de huidige temperatuur te verkrijgen. In de geleidingsmodus van detectie werd een deel van de warmte afgevoerd door de aanwezigheid van goede thermische geleiders die als koellichaam werkten, terwijl bij de stralingsdetectie alleen lucht en de strip zelf ingrepen in de warmteafvoer. Deze redenen kunnen verklaren dat de gevoeligheid van de geleidingsmethode lager is dan de stralingsmethode.

When testing strips with a concentration of 10 OD/mL, we found that there was a burning mark using the radiation (non-contact) sensing mode. One possible reason for this phenomenon is that in the non-contact measurement, the low thermal conductivity of the air allows the heat to be retained in the test line and dissipate less efficiently, increasing the effective local temperature and eventually causing the combustion of the membrane.

In the contact mode of detection, however, the sensor with a large thermal conductivity acted as medium and heatsink. In this way, heat was conducted to the sensor so that no combustion occurred in the test line.

Comparison Between Thermal Sensing and Visual Detection

Due to its popularity for portable devices and wide use, we compared the thermal sensing with visual detection for its detection ability. For visual detection, the pictures of the strip were taken by a conventional microscope digital camera. The test strips were mounted in the cartridge to ensure the positional consistency of the image analysis in a similar fashion than with the thermal sensing. Software Image J was used to analyze the grey value in the test line for different concentrations of nanoparticles. A standard curve (Fig. 5a) of the visual detection method was plotted based on the results of this analysis. The linear range between the grey value and the concentration of nanoparticles was 0.2–10 OD/mL (R ² was 0.770 for the range of 0–0.2 OD/mL, so they were thus discarded from further analysis). The detection limit was 0.268 OD/mL. The results indicated that thermal sensing could reduce LOD by 5- to 12-fold compared to visual detection. In Qin’s research, they found that the LOD for visual analysis was 100-fold higher than thermal contrast [21]. Since they employed a high laser power and an infrared camera, they gained greater difference in LOD. One reasonable explanation for the LOD improvement is that thermal sensing is able to measure the nanoparticles on top and beneath the membrane surface. Another advantage of thermal sensing is that it has a higher stability than visual detection. Thermal sensing generates heat by the nanoparticles on the entire test line. Visual detection relies only on the color reaction of the nanoparticles on the surface of the test line. Even if the analyte concentrations of two test strips are the same, the distribution of the nanoparticles on the T-line in the tangent plane is different; thus, the visual inspection will result in a difference in the detection results while the thermal sensing is more stable and reproducible. On the contrary, the sensitivity of the visual detection was 2-fold higher than thermal sensing. Visual detection is a direct method for quantifying nanoparticles, while thermal sensing is an indirect measurement of the concentration of the nanoparticles by measuring the temperature changes, which may partially explain the lack of sensitivity. Figure 5b demonstrates that the linear range of detection for thermal sensing can be as low as 0 OD/mL, with the R ² of 0.972 (conduction) and 0.987 (radiation), suggesting that thermal sensing has a better potential for its applications in early detection in POCT than color quantification, since the target analytes are in lower concentrations.

Quantitative Detection of HCG

Finally, the biomarker HCG was quantified using our system in order to validate the thermal sensing. Both conduction and radiation modes were applied to quantify the HCG. The optical power was turned down to 150 mW, preventing the strips from burning. Strips (Additional file 1:Figure S6b) with four different concentrations were tested. Figure 6a and b show that the thermal signals were linear to the concentration of HCG from 35 to 700 mUI/mL. When the concentration was extended to the range of 35–7000 mUI/mL, the linearity was between the logarithm of the concentration and the thermal signal as in Fig. 6c, d. In conduction mode, the LOD was 64.2 mIU/mL which is in a similar range than the visual detection. However, the ideal LOD of the radiation mode was 2.8 mIU/mL. The data matched with the quantification of nanoparticles. Compared with other devices that applied photothermal effect (LOD =5.5 mIU/mL) [27], our device in radiation mode reduced the LOD by nearly 2-fold. Those results proved that thermal sensing is an effective way in LFA detection and quantification.

The standard curves of HCG. een A linear curve between the logarithm of the HCG concentration and the thermal signal in radiation mode. b A linear curve between the logarithm of the HCG concentration and the thermal signal conduction mode. c The quantification results of HCG in radiation mode. d The quantification results of HCG in conduction mode

Conclusions

A plasmonic thermal sensing method for LFA detection was established. A portable device based on this method was developed by applying different temperature sensors (conduction and radiation modes). The study of the influence of the ambient temperature demonstrated that it has a negative impact on the thermal sensing and conduction mode was less affected than radiation mode. In radiation mode, the impact was more significant at high concentrations. Both modes were also tested to compare the quantification ability. When compared with the traditional visual detection, the thermal sensing methods showed a 5- to 12-fold improvement in LOD for nanoparticle quantification. The radiation mode showed a better performance than conduction mode in both sensitivity and LOD. In the validation of thermal sensing, LFA strips for the detection of HCG were tested and the results demonstrated that the radiation mode was much more sensitive than the conduction mode. In this way, we proved that thermal sensing is a feasible and effective way for early detection in LFA platforms.

In conclusion, plasmonic thermal sensing can truly improve the analytical sensitivity and shows a promising future in LFA detection for early diagnostic applications. The portable device described herein provided two sensing approaches to satisfy different requirements.

Beschikbaarheid van gegevens en materialen

The datasets used and/or analyzed during the current study are available from the corresponding author on reasonable request.

Afkortingen

AUC:

Area under the curve

AuNPrs:

Gold nanoprisms

BSA:

Bovine serum albumin

CCD:

Oplaadapparaat

CMOS:

Complementary metal oxide semiconductor

HCG:

Human chorionic gonadotropin

LFA:

Lateral flow assay

LOD:

Limit of detection

LSPR:

Gelokaliseerde oppervlakteplasmonresonantie

MCU:

Microcontroller unit

MES:

4-Morpholineethanesulfonic acid

NIR:

Nabij infrarood

PBS:

Fosfaatgebufferde zoutoplossing

POCT:

Point-of-care testing

PVC:

Polyvinyl chloride

PVP:

Poly-vinyl-pyrrolidone

S-NHS:

N -Hydroxysulfosuccinimide