Tragbares plasmonisches Thermogerät zur präzisen Quantifizierung lateraler Flussassays

Zusammenfassung

Point-of-Care-Testing (POCT) wird breit für Früherkennung und Krankheitsmonitoring eingesetzt. Laterale Flussassays (LFA) sind erfolgreich kommerzialisierte POCT-Tools. Allerdings leiden LFAs oft unter mangelnder Quantifizierung und analytischer Sensitivität. Um diese Nachteile zu beheben, entwickelten wir zuvor ein thermisches LFA mit plasmonischen Goldnanopartikeln für thermischen Kontrast in ein tragbares Gerät. Obwohl diese Methodik die analytische Sensitivität im Vergleich zur konventionellen visuellen Detektion signifikant verbessert, bestehen Quantifizierungsprobleme. In dieser Studie optimierten wir die Betriebsbedingungen des Geräts mittels Leitungs- und Strahlungs-Thermosensormodi zur Quantifizierung von LFA. Die Nachweisgrenze (LOD) von Strips, die nur Nanopartikel enthielten, sank um das 5-fache (Leitungsmodus) bzw. 12-fache (Strahlungsmodus) im Vergleich zur traditionellen visuellen Detektion. Der Einfluss der Umgebungstemperatur wurde für beide Detektionsmethoden untersucht: Strahlungsmodus war stärker von Umgebungstemperatur beeinflusst als Leitungsmodus. Zur Validierung der thermischen Sensormethode wurde Humanes Choriongonadotropin (HCG) als Biomarker mit unseren LFA-Strips quantifiziert – Detektionsgrenze 2,8 mIU/mL bei Strahlungsdetektion.

Einleitung

Früherkennung und schnelle Diagnose sind wichtig für Diseasescreening und Behandlung. Die meisten medizinischen Tests sind zeitaufwendig, erfordern komplizierte Probenvorbereitung, große Geräte und gut ausgebildetes Laborpersonal [1]. Diese Anforderungen behindern medizinische Versorgung in ressourcenarmen Gebieten erheblich. POCT nutzt einfache Geräte und minimiert Zeit für klinisch relevante Ergebnisse, ermöglicht schnelle Entscheidungen. POCT-Vorteile: kurze Detektionszeit, schnelle Probenverarbeitung, einfache Instrumentierung, geringe Betriebsanforderungen [2, 3]. POCT kann Früherkennung und schnelle Diagnose verbessern, besonders in ressourcenarmen Gebieten. Allerdings behindern niedrige analytische Sensitivität, komplizierte Verfahren und hohe Gerätekosten die Anwendung. Daher ist weitere Arbeit nötig für POCT-Anwendungen mit idealen Eigenschaften bei minimierten Nachteilen.

Laterale Flussassays (LFA) sind gute Kandidaten als Testtools im POCT. LFA sind papierbasierte Point-of-Care-Streifen-Biosensoren zur Identifikation von Target-Analyten in Proben [4, 5]. LFA wird in papierbasiertem Streifen durchgeführt (Schema 1b), bestehend aus Probenpad, Konjugatpad, Absorptionspad und Nitrozellulosemembran (Detektionszone). LFA-Vorteile: Rapidity, Einzelschritt-Assay, Kosteneffizienz, einfache Bedienung, kleines Probenvolumen, lange Haltbarkeit unter verschiedenen Umweltbedingungen [6, 7]. Konventionelle LFA liefert „Ja/Nein“-Ergebnisse durch visuelle Inspektion von Farbänderungen an der Testlinie – beliebteste Detektionsmethode. Dieser Ansatz leidet unter mangelnder Genauigkeit und subjektiver Beurteilung [8]. Da LFA leicht mit elektronischen Geräten integrierbar ist, ist Entwicklung von Streifenlesern für quantitative Ergebnisse ein gangbarer Ansatz. CCD- oder CMOS-Sensoren erfassen Bilder in Streifenlesern. Bildverarbeitungssoftware liefert quantitative Ergebnisse. Optische Leser erfassen optische Information aus Reflexion, Transmission oder Streuung externer Lichtquellen [9,10,11,12]. Farbmetrische Leser erfassen Farbintensität (Grauwert, RGB-Koordinaten) an Test- und Kontrolllinien [13,14,15,16,17]. Nachteil: Farbstoffe verlieren über Zeit durch Photodamage, mechanische Einflüsse oder Degradation an Farbe – schlechte Reproduzierbarkeit und Genauigkeit. Fluoreszenzleser [18, 19]: organische Fluorophore werden bei spezifischer Anregungswellenlänge angeregt, emittieren bei längerer Wellenlänge. Emittiertes Licht wird für quantitative Detektion gesammelt. Problem: organische Fluorophore leiden unter Photobleaching und chemischer Degradation → Signalabschwächung über Zeit, erfordern spezielle Handhabung und Lagerung [7].

Kürzlich wird thermisches Sensing zunehmend für LFA-Detektion angewendet. Thermisches Sensing nutzt Wärmetransduktor, bei dem erzeugte Wärme in Gegenwart des Analyten zunimmt, Detektion dieses thermischen Signals durch Transduktor. Polo et al. [20] untersuchten plasmonische Heizung durch Detektion von Krebs-Biomarker CEA mittels NIR-Lichtquelle zur Wärmeerzeugung via plasmonischer Eigenschaften anisotroper Goldnanopartikel. Qin et al. [21] schlugen thermischen Kontrast zur LFA-Quantifizierung mit grünem Laser vor – 32-fache Sensitivitätsverbesserung. 2016 entwickelte Wang einen ähnlichen thermischen Kontrast-Reader [22] – 8-fache Sensitivitätssteigerung. Lichtquelle zur Wärmeerzeugung kann auf spezifische Wellenlängen abgestimmt werden, um Absorption durch andere Moleküle zu vermeiden – Detektionsspezifität. NIR-Lichtquellen vermeiden Absorption durch die meisten biologischen Moleküle, besonders Blut [23]. Diese Vorteile zeigen: plasmonisches thermisches Sensing mit NIR-Lichtquelle ist vielversprechende LFA-Detektionsmethode. Bisher wurde jedoch kein POCT-Gerät entwickelt, das LFA-Strips mit NIR-Lichtquelle einsetzt.

Hier entwickelten wir ein tragbares Gerät basierend auf plasmonischem thermischem Sensing (Schema 1a), das analytische Sensitivität in LFA ohne zusätzliche Streifenmodifikation verbessert. Signalverstärkung durch Ausnutzung der Plasmonenresonanz bei NIR-Laserbestrahlung. Laserwellenlänge im Prototyp liegt im lokalisierten Oberflächenplasmonenresonanz (LSPR)-Peak der Nanopartikel (Licht-Wärme-Transduktoren), erzeugt Wärme an Testlinie. Wärmeerzeugung wird von Temperatursensor im Gerät detektiert – entweder Infrarotemission (Strahlung) oder Wärmeleitung. Wärmemenge proportional zu Nanopartikelanzahl an Testlinie und Bestrahlungsleistung [24]. Keine zusätzliche Operation nötig.

Wärmeübertragung hat drei Hauptformen: Leitung, Konvektion, Strahlung. Zur Untersuchung der Detektionsleistung verschiedener Wärmeübertragungsformen testeten wir Leitungsmodus (Kontakt) und Strahlungsmodus (berührungslos) mit zwei Sensorarten (Schema 1a und Zusatzdatei 1: Abb. S1). Gesamter Prototyp kompakt, nutzt Embedded-System-Technologie und SMD-Bauteile. Haupteinflussfaktoren auf Detektionsfähigkeit wurden untersucht zur Optimierung. Zur Verifikation: LFA-Strips direkt mit Nanopartikeln auf Membran beladen, quantifiziert und mit visueller Detektion verglichen. Da Detektionsmethode temperaturabhängig, wurde Einfluss der Umgebungstemperatur auf thermisches Signaldetektieren untersucht und Kalibrierkurve für Leitungsmodus erstellt. Schließlich wurde HCG-Biomarker als Modell quantifiziert zur Verifikation der Detektionsfähigkeit.

Materialien und Methoden

Materialien und Reagenzien

PBS von Lonza®. EDC, HS-PEG-COOH (MW 5000 g/mol) von SIGMA®. Tween 20, Triton X100, BSA, Trehalose, PVP, S-NHS, NaOH, NaCl, Gold(III)-chloridhydrat, HCG-Hormon von Aladdin®. Saccharose, Natriumtetraboratdecahydrat, Borsäure, Kaliumiodid, Natriumthiosulfatpentahydrat von Sinopharm. Natriumborhydrid von Shanghai Lingfeng. Anti-αHCG, Anti-βHCG, Anti-Maus-Sekundärantikörper, Nitrozellulosemembran (NC-a110), Probenpad (Glasfaser BX108), Konjugatpad (Glasfaser BX101), PVC-Oberflächen von JieyYiBiotech™. MES von Shanghai Majorbio. Reiner Ethanol von Changshu Yangyuan.

Synthese von Nanopartikeln (Gold-Nanoprismen, AuNPrs)

Variation unseres zuvor berichteten Protokolls [25], später verbessert [26]. Kurz: 220 mL 0,5 mM Na₂S₂O₃ + 20 μL 0,1 M KI. 110 mL davon graduell zu 2 mM HAuCl₄ über 30 s, Inkubation RT gesamt 4 min. Dann restliche 110 mL Na₂S₂O₃+KI über 30 s, weitere 4 min. Schließlich 100 mL Na₂S₂O₃ ohne KI, 60 min RT Inkubation → finale Prismen-Nanopartikel. Alle Inkubationen ohne Schütteln. Nach Synthese: PEGylierung (Stabilisierung). PEG-Menge im 1:2-Verhältnis (NPs zu PEG) des Gesamtgoldgewichts. PEG in 1 mL Milli-Q-Wasser, NaBH₄ für 1:1 Molverhältnis PEG:NaBH₄. Gesamte PEG/NaBH₄-Lösung zu AuNPrs, pH 12 mit 2 M NaOH unter mildem Mischen. 60 min Sonikation bei 60 °C, dann 15 min Zentrifugation 4400 G RT → Trennung AuNPrs von überschüssigem PEG/unreaktiven Materialien. Pellets in Milli-Q-Wasser resuspendiert, 3× 9 min 4400 G RT zentrifugiert. Endproben auf 1/4 Ursprungsvolumen verdünnt, RT mehrere Wochen stehen lassen. Obere Schicht (kleinere, leichtere Gold-Nebenprodukte) entfernt, AuNPrs sedimentieren am Boden. Nanopartikelkonzentration via Absorbanz (OD) bei 400 nm (UV-Vis) und Umrechnungsfaktor (ε) 11,3 mL mg⁻¹ cm⁻¹ (experimentell via ICP-Goldkonzentration und OD bei 400 nm korreliert).

Konjugation Nanopartikel mit Anti-HCG-Antikörper

3 mL 0,5 mg/mL PEGylierte NPs 3× mit 0,1 M MES-Puffer pH 5,5 gewaschen (Zentrifugation 9 min, 6000 rpm, Mini-Spin, RT). Endgewaschene NPs in 1 mL MES-Puffer resuspendiert, 4 mg EDC + S-NHS zugegeben, 20 min mildes Mischen, 9 min 6000 rpm zentrifugiert, MES-Puffer gewaschen. 20 μL Antikörperstock (200 μg) zugegeben, 3 h 37 °C, dann übernacht 4 °C (kein Schütteln). Nächster Tag: konjugierte NPs zentrifugiert (9 min 6000 rpm), 2× Boratpuffer 5 mM pH 9 gewaschen. 25 mg BSA zugegeben, 1 h RT mildes Schütteln, gewaschen (9 min 6000 rpm) mit Boratpuffer + Tween 20 (5 mM pH 9), bei 4 °C gelagert (max. 4–5 Tage).

Nach NP-Vorbereitung: Teststreifen-Assemblierung (in ESI beschrieben).

Beladung Nanopartikel auf Streifenmembran

Konzentration des PEGylierten NP-Ursprungsstocks (ohne Antikörper) ermittelt, Verdünnungsserie in Milli-Q-Wasser: 0 bis 10 OD/mL (Maximalkonzentration = 0,9 mg/mL per ICP-AES-Umrechnungsfaktor). OD-Werte bevorzugt gegenüber Gewichtsconzentration. 2 μL jeder Verdünnung direkt auf Nitrozellulosemembran der Streifen, RT ~2 h trocknen. Getrocknete Streifen RT lagern vor Bestrahlungstests.

Für HCG-Antigen-Detektion: Verdünnungsserie des Analyten (HCG) in PBS. Jeder Streifen: 5 μL AuNPr-Anti-HCG-Konjugat in Konjugatpad, 50 μL HCG-Verdünnung. Streifen ähnlich trocknen.

Entwicklung des tragbaren Geräts

Tragbares Gerät (Abb. 1a, Zusatzdatei 1: Abb. S1) mittels Embedded-System-Technologie und SMD-Bauteilen (klein, kosteneffizient). Zusammensetzung Prototyp Abb. 1b. Motherboard (Zusatzdatei 1: Abb. S1) = Kernmodul: Datenverarbeitung, Steuerung. Hauptbestandteil: MCU STM32F407 (großer Speicher, Low-Power). Spannungswandlerschaltung auf Motherboard für korrekte Spannungsversorgung aller Module.

Fünf Schnittstellen auf Motherboard für Modulverbindungen. Temperatursensor via IIC-Schnittstelle an Motherboard – Temperaturdatenempfang. Für präzise Messung: digitale Temperatursensoren. Leitungsmodus: Halbleitersensor (ADT7420, Analog Devices) – 16-bit Auflösung (0,0078 °C), 700 μW. Strahlungsmodus: Infrarotthermometer (MLX90614, Melexis) – 17-bit Auflösung, 3,9 mW. Laser-Steuermodul–Motherboard: Relaissteuerungsschaltung (präzises Laser-Dioden-Management, Motherboard-Schutz vor Hochstrom). Lasermodul: (1) Laser-Steuerkomponente (Zusatzdatei 1: Abb. S1), (2) Laserdiode (Thorlabs, M9-A64-0200) – 1064 nm, max. 200 mW optische Leistung, (3) Asphärische Linse (Thorlabs, 354330-C) im Lasermodul – Fokussierung auf 1 mm × 2,5 mm Bereich. Präzise Bestrahlung Testlinie. LCD-Touchscreen (TaoJinChi TJC4827K043_01RN, 480×272 Pixel) für GUI. Schnittstelle 4: Programmdownload/Debug. USB-Schnittstelle: Ladeport für Batterie, Kommunikationsport zu optionalem externem Computer. Stromversorgung: 10.000 mAh Li-Batterie. MCU-Programme via IAR Software (v7.50.2.10505). GUI-Design via USART HMI Software.

Design Prototyp-Gehäuse und Teststreifen-Kassette

Für Benutzerfreundlichkeit und Portabilität: 3D-gedrucktes Gehäuse und Kassette (weißes Resin), Anti-Interferenz, Stabilität. Solidworks 2018 für Design.

Quader-Gehäuse (Zusatzdatei 1: Abb. S2a), rechteckige Bodenplatte (Abb. S2b) passend zu internen Komponenten. Quadergehäuse: feste Montageposition für LCD und Laserdioden-Steuermodul. Rechteckiger Schlitz an Gehäuseseite für Teststreifen-Kassette. Bodenplatte: Batterie- und Motherboard-Montagebasis, Komponenten fixation. Alle Detektionsteile in Bodenplatte fixiert. Stützrahmen für Sensor und Streifenkassette in Bodenplatte – enger Kontakt. Feinjustier-Schiene für Laserdiode/Linse – Fixierung und Distanzanpassung. Gehäusegröße: 133 mm × 108 mm × 73 mm.

Spezielle Kassette (Abb. 1c, 15 mm × 4 mm × 70 mm) für Streifenschutz. Drei Fenster: Probenbeladung, Testlinien-Visualisierung, Kontrolllinien-Visualisierung. Testlinienfenster etwas schmaler als Streifenbreite – Laser kann nicht durch Streifen hindurch Sensor beeinträchtigen. Rückseitige Kerbe für leitenden Sensor – vollständiger Kontakt Rückseite Streifen an Testlinienposition, Strahlungssensor detektiert Temperatur korrekt.

Algorithmus für thermisches Sensing und Parameterberechnung

Laserbestrahlung der Nanopartikel → Wärmeerzeugung an Testlinie → detektierbare Temperaturänderungen. Wärmeerzeugung (Q, W/m³) abhängig von NP-Konzentration (C, OD/mL), Bestrahlungsfläche (A, m²), Laserintensität (I, W/m²) [22]: Q = C·I·A (1). Thermisches Signal (Temperatur) bei Laserbeleuchtung erfasst. Da A und I konstant, ändert sich Signal mit NP-Menge an Testlinie. Zur Quantifizierung Wärmeerzeugung zwei Methoden verglichen. Methode 1: Temperaturänderungen (Zusatzdatei 1: Abb. S3). ΔT = T_end − T₀ (2). T_end = Endtemperatur (Maximum) nach Bestrahlung, T₀ = initiale Umgebungstemperatur vor Bestrahlung. Methode 2: Quantitative Berechnung Area Under Curve (AUC, Zusatzdatei 1: Abb. S3). Kurve in Trapeze unterteilt (Sampling 10 Hz), Summe aller Trapeze. Thermisches Signal = AUC / Detektionszeit (t_det): AUC = Σ(ΔT_i+ΔT_i-1)×0,1÷2 (3); T_auc = AUC ÷ t_det (4). Beide Methoden angewendet: AUC-Analyse gab bessere Reproduzierbarkeit (Zusatzdatei 1: Abb. S4) → AUC für finale Wärmequantifizierung gewählt.

LOD-Bewertung: je Experiment eine Konzentration, 4 Proben (n=4). Standardabweichung Blankogruppe (σ₀), Sensitivität (S = Steigung Kalibrationsgerade linearer Bereich): LOD = 3σ₀/S (5).

Assay-Verfahren

Drei Hauptschritte: (1) Datenerfassung, (2) Detektion & Ergebnis, (3) Anzeige & Speicherung. Teststreifen in Kassette, in Gerät einlegen. Messung: Detektionsbutton drücken, Patienteninfo eingeben (optional anonymer Code). Info an MCU, gespeichert. MCU aktiviert Temperatursensor und Laserdiode → Teststart. Temperaturdaten an MCU → LCD Echtzeitanzeige & Plot. Nach Detektion: MCU berechnet AUC, Ergebnis am Screen.

Ergebnisse und Diskussion

Charakterisierung der Nanopartikel

UV-Vis-Spektren konjugierter Nanoprismen (Abb. 2a): Maximalpeak bei 1130 nm. Absorbanz AuNPr bei Laserwellenlänge (1064 nm) = 92 % des Maximalpeaks. SEM/TEM (Abb. 2b, c): Majoritär dreieckige Formen bestätigt.

Optimierung Messbedingungen im Gerät

Thermisches Sensing: Detektionszeit und Abstand Laserdiode–Testlinie Hauptfaktoren für Signalantwort [27, 28]. Beide untersucht zur Optimierung. Bestrahlungszeit-Optimierung: 10 min Bestrahlung, Temperaturänderungen beide Sensoren aufgezeichnet. Abb. 3a: Temperatur steigt 10 min, Plateau nach 120 s. Entspricht früherer Forschung [28]. POCT-Anforderungen & Stromverbrauch: Detektionszeit 120 s gesetzt.

Abstandsoptimierung: Abb. 3b – thermisches Signal fällt mit Abstand Laserdiode–Testlinie. Grund: Laserleistung an Testlinie dämpft mit Abstand (effektive bestrahlte Fläche). Maximale Signalantwort: Abstand 7 mm.

Einfluss Umgebungstemperatur auf thermisches Sensing

Thermisches Sensing temperaturabhängig → Untersuchung Umgebungstemperatur-Einfluss. Umgebungstemperatur 27,5–40 °C (Inkubator). 4 Proben je Temperaturpunkt, Intervall 2,5 °C. Umgebungstemperatur vs. thermisches Signal für Blank und 1 OD/mL Streifen, beide Methoden. Anpassungskurvenparameter Tabelle 1. Abb. 4a: Leitungsmodus – Kurvensteigungen konsistent für verschiedene Konzentrationen → Umgebungstemperatur wirkt gleich auf alle Konzentrationen → Kalibrierung möglich. Abb. 4b: Strahlungsmodus – Steigungen konsistent, aber beide Kurven abwärts. Leitungsmodus zuverlässiger bei hoher Temperaturschwankung.

Quantifizierung der Nanopartikel

Thermisches Sensing Detektion

Standardquantifizierungskurven: zwei thermische Sensing-Methoden (Zusatzdatei 1: Abb. S5) detektierten Strips mit NPs 0–10 OD/mL. Strips (Zusatzdatei 1: Abb. S6a) mit verschiedenen NP-Konzentrationen, detektiert mit tragbarem Gerät. Sensoreinstellungen (Zusatzdatei 1: Abb. S5a, S5b). 4 Proben je Konzentration, Umgebungstemperatur 27,5 °C. Gerät nutzte AUC-Methode für thermisches Signal an Testlinie. Quantifizierung proportional NP-Menge. Quantifizierungskurven (Abb. 5a) via linearer Regression thermisches Signal vs. NP-Konzentration (Formeln Tabelle 2).

Tabelle 2: Sensitivität Strahlungsmodus 15-fach höher als Leitungsmodus. LOD Leitungsmodus 0,053 OD/mL, Strahlungsmodus 0,023 OD/mL. Strahlungsmodus verbessert LOD 2-fach gegenüber Leitungsmodus. Stabilität LFA-Strips getestet (Zusatzdatei 1: Abb. S7). Leitungsmodus: Wärmeübertragung zwischen zwei Festkörpern. Bei raschem Temperaturanstieg Testlinie braucht Sensor Zeit (Relaxationszeit) zur Temperaturangleichung → Sensor kühler als Testlinie am Detektionsende. Strahlungsmodus: kein Wärmetransfer nötig, Sensor detektiert IR-Welle direkt von Testlinie. Leitungsmodus: Teil der Wärme durch gute thermische Leiter (Heatsink) dissipiert. Strahlungsdetektion: nur Luft & Streifen bei Wärmedissipation. Erklärt niedrigere Sensitivität Leitungsmodus.

Bei 10 OD/mL Streifen: Brandmarke im Strahlungsmodus (berührungslos). Möglicher Grund: niedrige Wärmeleitfähigkeit Luft → Wärme in Testlinie retentiiert, weniger effiziente Dissipation → erhöhte lokale Temperatur → Membranverbrennung. Leitungsmodus (Kontakt): Sensor mit hoher Wärmeleitfähigkeit als Medium/Heatsink → Wärme geleitet, keine Verbrennung.

Vergleich Thermisches Sensing vs. Visuelle Detektion

Visuelle Detektion beliebt für tragbare Geräte, breite Nutzung → Vergleich Detektionsfähigkeit. Visuelle Detektion: Streifenbilder via konventionellem Mikroskop-Digitalkamera. Streifen in Kassette für Positionsconsistenz (wie thermisches Sensing). ImageJ-Software: Grauwertanalyse Testlinie für verschiedene NP-Konzentrationen. Standardkurve (Abb. 5a) visueller Detektion. Linearer Bereich Grauwert vs. NP-Konzentration: 0,2–10 OD/mL (R² 0,770 für 0–0,2 OD/mL → verworfen). LOD visuell: 0,268 OD/mL. Thermisches Sensing reduziert LOD 5- bis 12-fach vs. visuell. Qin et al.: LOD visuell 100-fach höher als thermischer Kontrast [21] – hoher Laserleistung & Infrarotkamera → größerer LOD-Unterschied. Erklärung LOD-Verbesserung: Thermisches Sensing misst NPs auf und unter Membranoberfläche. Vorteil: höhere Stabilität als visuell. Thermisches Sensing: Wärme von NPs auf gesamter Testlinie. Visuell: nur Farbreaktion NPs auf Oberfläche. Gleicher Analytkonzentration → unterschiedliche NP-Verteilung Tangentialebene → visuell unterschiedliche Ergebnisse, thermisch stabiler/reproduzierbarer. Umgekehrt: Sensitivität visuell 2-fach höher als thermisch. Visuell = direkte NP-Quantifizierung; thermisch = indirekt via Temperaturänderungen → teilweiser Sensitivitätsverlust. Abb. 5b: Linearer Detektionsbereich thermisch bis 0 OD/mL, R² 0,972 (Leitung), 0,987 (Strahlung) → thermisches Sensing besseres Potenzial für Früherkennung in POCT (Target-Analyte in niedrigeren Konzentrationen).

Quantitative HCG-Detektion

Validierung thermisches Sensing: HCG-Biomarker quantifiziert. Beide Modi angewendet. Optische Leistung auf 150 mW reduziert (Vermeidung Streifenverbrennung). Strips (Zusatzdatei 1: Abb. S6b) mit 4 Konzentrationen getestet. Abb. 6a, b: Thermische Signale linear zu HCG-Konzentration 35–700 mIU/mL. Erweiterter Bereich 35–7000 mIU/mL: Linearität zwischen Logarithmus Konzentration & thermischem Signal (Abb. 6c, d). Leitungsmodus LOD: 64,2 mIU/mL (ähnlich visuell). Strahlungsmodus ideale LOD: 2,8 mIU/mL. Daten stimmen mit NP-Quantifizierung überein. Vergleich mit Photothermie-Geräten (LOD 5,5 mIU/mL) [27]: unser Strahlungsmodus reduziert LOD ~2-fach. Ergebnisse beweisen: Thermisches Sensing effektiv für LFA-Detektion & Quantifizierung.

Fazit

Plasmonisches thermisches Sensing-Verfahren für LFA-Detektion etabliert. Tragbares Gerät basierend auf dieser Methode mit zwei Temperatursensoren (Leitung, Strahlung) entwickelt. Einfluss Umgebungstemperatur: negativ auf thermisches Sensing, Leitungsmodus weniger betroffen als Strahlungsmodus. Im Strahlungsmodus stärkerer Einfluss bei hohen Konzentrationen. Beide Modi auf Quantifizierungsfähigkeit getestet. Vs. traditionelle visuelle Detektion: thermisches Sensing 5- bis 12-fache LOD-Verbesserung für NP-Quantifizierung. Strahlungsmodus bessere Performance in Sensitivität und LOD. Validierung: LFA-Strips für HCG-Detektion – Strahlungsmodus weitaus sensitiver als Leitungsmodus. Thermisches Sensing als machbarer, effektiver Weg für Früherkennung in LFA-Plattformen bewiesen.

Zusammenfassend: Plasmonisches thermisches Sensing verbessert analytische Sensitivität tatsächlich und zeigt vielversprechende Zukunft in LFA-Detektion für frühe Diagnostik. Beschriebenes tragbares Gerät bietet zwei Sensing-Ansätze für unterschiedliche Anforderungen.