Dispositif thermique plasmonique portable pour la quantification précise des tests de flux latéral

Résumé

Les tests au point de soin (POCT) sont largement utilisés pour le diagnostic précoce et le suivi des maladies. Le test de flux latéral (TFL) est un outil commercialement réussi pour le POCT. Cependant, le TFL souffre souvent d'un manque de quantification et de sensibilité analytique. Pour résoudre ces inconvénients, nous avons précédemment développé un TFL thermique utilisant des nanoparticules d'or plasmoniques pour le contraste thermique dans un dispositif portable. Bien que cette méthodologie améliore significativement la sensibilité analytique comparée à la détection visuelle conventionnelle, des problèmes de quantification persistent. Dans cette étude, nous avons optimisé les conditions de fonctionnement du dispositif en utilisant les modes de détection thermique par conduction et radiation permettant la quantification du TFL. La limite de détection (LOD) des bandelettes contenant uniquement des nanoparticules a été diminuée de 5 fois (mode conduction) et 12 fois (mode radiation) comparée à la détection visuelle traditionnelle. L'effet de la température ambiante a été étudié pour les deux méthodes, montrant que le mode radiation était plus affecté que le mode conduction. Pour valider la méthode de détection thermique, le biomarqueur gonadotrophine chorionique humaine (HCG) a été quantifié avec nos bandelettes TFL, obtenant une limite de détection de 2,8 mUI/mL avec la méthode de détection par radiation.

Introduction

La détection précoce et le diagnostic rapide sont importants pour le dépistage et le traitement des maladies. La plupart des tests médicaux sont chronophages et nécessitent une préparation complexe d'échantillons cliniques, de gros instruments et des professionnels de laboratoire bien formés [1]. Ces exigences ont grandement entravé le traitement médical dans les zones à ressources limitées. Les tests au point de soin (POCT) utilisent un équipement simple et minimisent le temps pour obtenir des résultats cliniquement pertinents, permettant aux cliniciens et patients de décider rapidement. Le POCT a des avantages évidents : temps de détection court, traitement rapide d'échantillons, instrumentation simple, faibles exigences opérationnelles [2, 3]. Ainsi, l'émergence du POCT peut aider au diagnostic précoce et rapide, particulièrement dans les zones à ressources limitées, améliorant les conditions médicales. Cependant, la faible sensibilité analytique, les procédures opérationnelles complexes et les coûts d'équipement élevés entravent souvent l'application de cette technique. Un travail supplémentaire est donc urgent pour trouver des applications POCT avec la plupart des caractéristiques idéales, en minimisant les inconvénients.

Pour résoudre certains de ces problèmes, le test de flux latéral (TFL) est un très bon candidat comme outil de test en POCT. Le TFL est un biosenseur à bandelette papier utilisé pour identifier des analytes cibles dans un échantillon [4, 5]. Il est réalisé sur une bandelette papier (Schéma 1b), comprenant un tampon d'échantillonnage, un tampon de conjugaison, un tampon d'absorption, et une membrane de nitrocellulose où se fait la détection. Parmi les avantages du TFL : rapidité et essai en une étape, rentabilité, facilité d'utilisation, faible volume d'échantillon, longue durée de conservation sous différentes conditions environnementales [6, 7]. Le TFL conventionnel donne des résultats « oui/non » par inspection visuelle des changements de couleur sur la ligne de test, la méthode de détection la plus populaire. Cette approche souffre d'un manque de précision et de jugement subjectif [8]. Néanmoins, comme il est facile d'intégrer le TFL avec des dispositifs électroniques, une approche faisable est de développer des lecteurs de bandelettes pour obtenir des résultats quantitatifs précis. Les dispositifs CCD ou capteurs CMOS capturent généralement les images dans les lecteurs. Un logiciel de traitement d'image permet d'obtenir des résultats quantitatifs. Dans ces lecteurs optiques, l'information optique de réflexion, transmission ou diffusion de la lumière d'une source externe est enregistrée pour la quantification [9,10,11,12]. Dans les lecteurs colorimétriques, l'intensité de couleur (valeur de gris ou coordonnées RGB) est collectée des lignes de test et contrôle pour analyser les bandelettes [13,14,15,16,17]. Un inconvénient : le colorant peut perdre sa couleur avec le temps par photodommage, moyens mécaniques ou autres dégradations, résultant en mauvaise répétabilité et précision. Dans les systèmes à lecteurs de fluorescence [18, 19], les fluorophores organiques sont exposés à une longueur d'onde d'excitation spécifique induisant l'émission à une longueur d'onde plus longue. Cette lumière émise est collectée pour la détection quantitative. Le problème non négligeable est que les fluorophores organiques subissent photoblanchiment et dégradation chimique, causant une atténuation du signal dans le temps, nécessitant manipulation et stockage spécifiques [7].

Concept de détection thermique plasmonique. a Modèle de dispositif portable et composants principaux (haut) avec deux modes de détection (bas). b TFL sous configuration détection thermique

Récemment, la détection thermique s'applique progressivement à la détection TFL. Elle consiste en l'utilisation d'un transducteur de chaleur où la chaleur générée augmente en présence de l'analyte, permettant de détecter ce signal thermique par le transducteur. Polo et al. [20] ont exploré le concept de détection par chauffage plasmonique en détectant le marqueur cancéreux antigène carcinoembryonnaire (CEA) avec une source proche infrarouge (NIR) induisant la génération de chaleur par les propriétés plasmoniques de nanoparticules d'or anisotropes. Qin et al. [21] ont proposé une méthode utilisant le contraste thermique pour quantifier le TFL avec un laser vert, montrant une amélioration de 32 fois de la sensibilité analytique. En 2016, un lecteur de contraste thermique similaire [22] a été développé par Wang, améliorant 8 fois la sensibilité analytique en quantification TFL. La source lumineuse induisant la génération de chaleur par le transducteur peut être accordée à des longueurs d'onde spécifiques pour éviter d'être affectée par d'autres molécules n'absorbant pas à ces longueurs d'onde, assurant la spécificité. L'utilisation de sources dans le NIR permet d'éviter l'absorption par la majorité des molécules d'origine biologique, particulièrement le sang [23]. Ces avantages montrent que la détection thermique plasmonique avec source NIR est une méthode prometteuse pour la détection TFL. Cependant, dans les recherches antérieures, aucun dispositif POCT n'a été développé utilisant des bandelettes TFL avec une source NIR.

Nous avons développé un dispositif portable basé sur la détection thermique plasmonique (Schéma 1a) améliorant la sensibilité analytique en TFL sans modification supplémentaire des bandelettes. Le signal était amplifié en exploitant pleinement la résonance plasmonique sous irradiation laser NIR. La longueur d'onde du laser dans le prototype se situe dans le pic de résonance plasmonique de surface localisée (LSPR) des nanoparticules (agissant comme transducteurs lumière-chaleur), générant de la chaleur sur la ligne de test. La génération de chaleur est détectée par un capteur thermique dans le dispositif mesurant soit l'émission infrarouge (radiation) soit la conduction thermique. La chaleur générée est proportionnelle au nombre de nanoparticules sur la ligne de test et à la puissance d'irradiation [24]. Aucune opération additionnelle n'est nécessaire.

Le transfert thermique a trois formes principales : conduction, convection, radiation. Pour étudier la performance de détection des différentes formes, nous avons testé le mode conduction (contact) et radiation (sans contact) avec deux types de capteurs (Schéma 1a et Fichier supplémentaire 1: Figure S1). Le prototype est compact et utilise la technologie de systèmes embarqués et composants montés en surface. Les principaux facteurs influençant la capacité de détection ont été investigués pour optimiser les conditions. Pour vérifier la capacité de détection, les bandelettes TFL directement chargées en nanoparticules sur la membrane ont été quantifiées et comparées à la détection visuelle conventionnelle. Comme notre méthode est température-dépendante, l'effet de la température ambiante sur la détection du signal thermique a aussi été étudié et une courbe d'étalonnage obtenue pour le mode conduction. Finalement, les biomarqueurs gonadotrophine chorionique humaine (HCG) ont été quantifiés comme modèle pour vérifier les capacités de détection thermique.

Matériels et méthodes

Matériaux et réactifs

Le tampon phosphate salin (PBS) a été acheté chez Lonza®. Le chlorhydrate de N-(3-Diméthylaminopropyl)-N-éthylcarbodiimide (EDC) et le polyéthylène glycol hétérobifonctionnel (HS-PEG-COOH, PM = 5000 g/mol (5 kDa)) chez SIGMA®. Tween 20, Triton X100, albumine sérique bovine (BSA), tréhalose, poly-vinyl-pyrrolidone (PVP), N-hydroxysulfosuccinimide (S-NHS), hydroxyde de sodium, chlorure de sodium, chlorure d'or(III) hydraté, et hormone HCG chez Aladdin®. Sucrose, tétraborate de sodium décahydraté, acide borique, iodure de potassium, thiosulfate de sodium pentahydraté chez Sinopharm Chemical Reagent Co., Ltd. Borohydrure de sodium chez Shanghai Lingfeng Chemical Reagent Co., Ltd. Anticorps anti-αHCG, anti-βHCG et anti-souris secondaires, membrane nitrocellulose (NC-a110), tampon d'échantillonnage (fibre de verre BX108), tampon de conjugaison (fibre de verre BX101), surfaces PVC chez JieyYiBiotech™. Acide 4-morpholineéthanesulfonique (MES) chez Shanghai Majorbio. Éthanol pur chez Changshu Yangyuan Chemical Co., Ltd.

Synthèse des nanoparticules (nanoprismes d'or, AuNPr)

Les nanoparticules utilisées ont été obtenues par une variation de notre protocole antérieurement rapporté [25] puis amélioré [26]. Brièvement, 220 mL de Na₂S₂O₃ 0,5 mM ont été supplémentés avec 20 μL de KI 0,1 M. Ensuite, 110 mL de cette solution ont été ajoutés progressivement à une solution contenant 2 mM HAuCl₄ sur 30 s et incubés à température ambiante 4 min, moment où la solution a été supplémentée avec 110 mL du reste de la solution Na₂S₂O₃+KI sur 30 s et incubée 4 min de plus. Finalement, 100 mL de Na₂S₂O₃ sans KI ont été ajoutés et incubés 60 min à température ambiante pour obtenir les nanoparticules finales en forme de prisme. Toutes les étapes d'incubation ont été réalisées sans agitation. Après synthèse, les nanoparticules ont été stabilisées par PEG (PEGylation). La quantité de PEG ajoutée était dans un ratio 1:2 (NP:PEG) du poids total d'or utilisé. Le PEG a été dilué dans 1 mL eau Milli-Q, et un volume déterminé de NaBH₄ ajouté pour atteindre un ratio molaire 1:1 PEG:NaBH₄. Le volume total de la solution PEG-NaBH₄ a été complètement ajouté aux AuNPr et ajusté à pH 12 avec 2 M NaOH sous agitation douce. Finalement, la solution a été soniquée 60 min à 60 °C puis centrifugée 15 min à 4400 G à température ambiante pour séparer les AuNPr de l'excès de PEG et matières non réactives. Les culots ont été resuspendus dans l'eau Milli-Q et centrifugés trois fois 9 min à 4400 G. Ces échantillons finaux ont été dilués au quart de leur volume original pour décanter à température ambiante pendant plusieurs semaines. Après ce temps, la couche supérieure (contenant une fraction majeure de sous-produits nanometriques d'or plus petits et légers) a pu être retirée des AuNPr sédimentés au fond. La concentration de nanoparticules a été obtenue en mesurant l'absorbance (DO) à 400 nm par spectroscopie UV-Vis et en appliquant un facteur de conversion (ε) de 11,3 mL mg⁻¹ cm⁻¹. Cette valeur a été obtenue expérimentalement en corrélant la concentration d'or par ICP avec le DO à 400 nm par UV-Vis des produits finaux de synthèse.

Conjugaison des nanoparticules avec anticorps anti-HCG

Brièvement, 3 mL de solution contenant 0,5 mg/mL de nanoparticules PEGylées ont été lavées trois fois avec tampon MES 0,1 M pH 5,5 par centrifugation 9 min à 6000 tr/min dans un microfuge à température ambiante. Les nanoparticules lavées finales ont été resuspendues dans 1 mL final du même tampon, et 4 mg d'EDC et S-NHS ajoutés. Les échantillons ont été incubés 20 min sous agitation douce, centrifugés 9 min à 6000 tr/min, et lavés avec tampon MES. Ensuite, 20 μL de stock d'anticorps (200 μg) ont été ajoutés et incubés 3 h à 37 °C suivi d'une seconde incubation overnight à 4 °C (sans agitation). Le lendemain, les nanoparticules conjuguées ont été centrifugées (9 min à 6000 tr/min) et lavées deux fois avec tampon borate 5 mM pH 9. Puis 25 mg de BSA ont été ajoutés. Après 1 h incubation à température ambiante sous agitation douce, l'échantillon a été lavé (9 min à 6000 tr/min) avec tampon borate supplémenté en Tween 20 (5 mM pH 9) et stocké à 4 °C jusqu'à utilisation pendant 4-5 jours maximum.

Après la préparation des nanoparticules, l'assemblage des bandelettes de test a été réalisé (décrit dans l'ESI).

Chargement des nanoparticules sur la membrane des bandelettes

Pour charger les nanoparticules sur la membrane, la concentration du stock original de nanoparticules PEGylées (sans anticorps) a été acquise et une série de dilutions réalisée dans l'eau Milli-Q, donnant une gamme de 0 (eau pure sans nanoparticules) à 10 DO/mL pour la concentration maximale, correspondant à 0,9 mg/mL selon le facteur de conversion caractérisé par ICP-AES. Pour simplifier et extrapoler, les valeurs DO étaient préférées à la concentration en poids. Ainsi, 2 μL de chaque dilution ont été ajoutés au micropipette directement sur la membrane nitrocellulose des bandelettes et séchés à température ambiante pendant ~ 2 h. Les bandelettes séchées ont été stockées à température ambiante avant les tests d'irradiation.

Pour la détection de l'antigène HCG dans les bandelettes, une série de dilutions de l'analyte (HCG) a été réalisée dans le PBS. Chaque bandelette a été lancée en chargeant 5 μL d'AuNPr conjugués avec anticorps anti-HCG dans le tampon de conjugaison, et 50 μL de la dilution requise contenant HCG. Les bandelettes ont été séchées de manière similaire.

Développement du dispositif portable

Le dispositif portable (Fig. 1a et Fichier supplémentaire 1: Figure S1) a été assemblé avec technologie de systèmes embarqués et composants montés en surface, de petite taille et rentables. La composition du prototype est montrée Fig. 1b. La carte mère (Fichier supplémentaire 1: Figure S1) est le module central, traitant les données et contrôlant les autres composants. Elle est principalement composée du MCU STM32F407, avec grande mémoire et faible consommation. Un circuit de conversion de tension a été conçu sur la carte mère pour fournir la tension correcte à chaque module.

Détails du dispositif portable. a Dispositif portable basé sur détection thermique plasmonique. b Diagramme de composition matérielle ① carte mère, ② module laser et détection, ③ interface utilisateur. c Cartouche pour bandelettes

Cinq interfaces ont été appliquées sur la carte mère pour la connexion avec les autres modules. Le capteur de température était connecté via interface IIC pour recevoir les signaux de température. Pour une mesure précise, nous avons choisi des capteurs à sortie numérique. Le capteur pour le mode conduction était un capteur semi-conducteur (ADT7420, Analog Devices) avec résolution 16 bits (0,0078 °C) et faible consommation (700 μW). En mode radiation, nous avons utilisé un thermomètre infrarouge (MLX90614, Melexis) avec résolution 17 bits et consommation 3,9 mW. L'interface entre le module de contrôle laser et la carte mère consistait en un circuit de contrôle par relais pour assurer une gestion précise de la diode laser tout en protégeant la carte mère des forts courants. Le module laser comprenait trois composants : (1) le composant de contrôle laser (Fichier supplémentaire 1: Figure S1), (2) une diode laser (Thorlabs, M9-A64-0200) fournissant une source à 1064 nm et puissance optique maximale 200 mW, (3) une lentille asphérique (Thorlabs, 354330-C) montée dans le module pour converger la lumière en une zone 1 mm × 2,5 mm. Ces composants permettaient d'illuminer précisément la ligne de test. Un écran tactile LCD (TaoJinChi Corporation TJC4827K043_01RN, 480 × 272 pixels) fournissait l'interface graphique. L'interface 4 de la carte était réservée pour téléchargement et débogage. Une interface USB servait de port de charge pour la batterie et port de communication avec un ordinateur externe optionnel. Le prototype était alimenté par une batterie lithium 10 000 mAh. Les programmes du MCU étaient compilés par IAR software (version 7.50.2.10505). L'interface graphique a été conçue avec le logiciel USART HMI.

Conception du boîtier prototype et cartouche de bandelettes

Pour assurer convivialité et portabilité, un boîtier et une cartouche imprimés en 3D ont été conçus, améliorant la capacité anti-interférence et la stabilité. De la résine blanche a été utilisée pour le boîtier et la cartouche. Le logiciel Solidworks 2018 a servi pour la conception.

Un boîtier parallélépipédique (Fichier supplémentaire 1: Figure S2a) et une plaque de fond rectangulaire (Fichier supplémentaire 1: Figure S2b) ont été conçus selon la forme des composants internes. Le boîtier offrait une position de fixation pour l'écran LCD et le module de contrôle diode laser. Une fente rectangulaire sur le côté servait à insérer la cartouche de bandelettes. La plaque de fond avait un support pour batterie et carte mère, fixant les composants sans mouvement. Toutes les parties de détection étaient fixées dans la plaque de fond. Un cadre de support pour le capteur et la cartouche était placé dans la plaque de fond, les mettant en contact étroit. Un rail de réglage fin pour la diode laser et la lentille permettait de fixer et ajuster la distance. La taille totale du boîtier était 133 mm × 108 mm × 73 mm.

Une cartouche spéciale (Fig. 1c, 15 mm × 4 mm × 70 mm) a été conçue pour protéger les bandelettes. Elle avait trois fenêtres : une pour le chargement de l'échantillon, deux pour la visualisation de la ligne de test et ligne de contrôle. La fenêtre de la ligne de test était légèrement plus étroite que la largeur de la bandelette pour empêcher le laser de traverser et affecter la détection. Une encoche de support à l'arrière permettait au capteur conductif de toucher pleinement le dos des bandelettes au niveau de la ligne de test tout en assurant la détection par le capteur radiatif.

Algorithme pour la détection thermique et calcul des paramètres

Puisque le laser illuminait les nanoparticules, de la chaleur était générée sur la ligne de test causant des changements de température détectables. Cette génération de chaleur (Q, W/m³) dépend de la concentration de nanoparticules (C, DO/mL), de la zone d'illumination (A, m²) et de l'intensité laser (I, W/m²) [22], selon :

$$ Q= CIA $$ (1)

Le signal thermique (température) était collecté lors de l'illumination laser. Comme la zone d'illumination et l'intensité laser étaient constantes, le signal thermique variait avec la quantité de nanoparticules liées sur la ligne de test. Pour la quantification de la génération de chaleur, deux méthodes ont été comparées. La première utilisait les changements de température (Fichier supplémentaire 1: Figure S3). La variation de température (∆T) était calculée :

$$ \Delta T={T}_{\mathrm{end}}-{T}_0 $$ (2)

où T_end est la température finale (maximale) atteinte à la fin de l'irradiation et T₀ la température ambiante initiale enregistrée avant l'irradiation. L'autre méthode utilisait le calcul quantitatif de l'aire sous la courbe (ASC, Fichier supplémentaire 1: Figure S3). Cette méthode divisait la courbe en trapèzes selon une fréquence d'échantillonnage de 10 Hz puis calculait la somme de tous les trapèzes. Le signal thermique était obtenu en divisant l'aire par le temps de détection (t_det) :

$$ \mathrm{ASC}=\sum \limits_{i=1}^n\left(\Delta {T}_i+\Delta {T}_{i-1}\right)\times 0,1\div 2 $$ (3) $$ {T}_{\mathrm{asc}}= ASC\div {t}_{\mathrm{det}} $$ (4)

En appliquant les deux méthodes, l'analyse ASC donnait une meilleure répétabilité (Fichier supplémentaire 1: Figure S4). L'analyse ASC a donc été sélectionnée pour la quantification finale de la chaleur.

Pour évaluer la performance des différentes méthodes, nous avons évalué la LOD de quantification. Dans chaque expérience, nous mesurions une concentration pour quatre échantillons (quatre bandelettes, n = 4). Considérant l'écart-type (σ₀) du groupe blanc et la sensibilité (S) qui est la pente de la courbe d'étalonnage dans la gamme linéaire, la LOD était évaluée :

$$ \mathrm{LOD}=\frac{3{\sigma}_0}{s} $$ (5)

Procédure d'essai

La procédure complète comprenait trois étapes : (1) collecte de données, (2) détection et acquisition résultats, (3) affichage et stockage résultats. D'abord, la bandelette était chargée dans la cartouche et insérée dans le dispositif. La mesure se faisait simplement en appuyant sur le bouton détection et en saisissant les informations patient (optionnellement un code anonyme). L'information était transmise au MCU et stockée. Ensuite, le MCU activait le capteur de température et la diode laser pour commencer le test. Pendant ce temps, les données de température reçues par le MCU étaient envoyées à l'écran LCD pour affichage et tracé en temps réel. Après détection, le MCU calculait la valeur ASC et affichait le résultat.

Résultats et discussion

Caractérisation des nanoparticules

Les spectres UV-Vis des nanoprismes conjugués sont montrés Fig. 2a, indiquant un pic maximal à 1130 nm. L'absorbance des AuNPr à la longueur d'onde laser (1064 nm) est 92 % de l'absorbance maximale à 1130 nm. Les images MEB et MET (Fig. 2b, c) visualisent la morphologie, confirmant une majorité de formes triangulaires.

Caractérisation des nanoprismes d'or. a Spectres UV-Vis des nanoparticules. Images représentatives des nanoparticules non conjuguées visualisées par b MEB et c MET

Optimisation des conditions de mesure dans le dispositif

En détection thermique, le temps de détection et la distance diode laser-ligne de test sont les principaux facteurs influençant la réponse du signal [27, 28]. Ces deux facteurs ont été étudiés pour optimiser les conditions. Pour l'optimisation du temps d'irradiation, nous avons irradié les bandelettes 10 min et enregistré les changements de température par les deux capteurs. Comme vu Fig. 3a, la température continuait à monter en 10 min, mais l'élévation atteignait un plateau après 120 s. Ce résultat correspond à des recherches antérieures observant une tendance similaire [28]. Considérant les exigences POCT et la consommation d'énergie, le temps de détection a été fixé à 120 s.

Optimisation détection thermique. a Changements de température en 10 min d'irradiation. b Signal thermique à différentes distances d'irradiation

L'optimisation de la distance a été réalisée. La Fig. 3b montre que le signal thermique diminuait avec l'augmentation de la distance. La raison可能 est que la puissance laser atteignant la ligne de test était atténuée par l'augmentation de la zone efficace irradiée. Pour obtenir la réponse maximale, la distance a été fixée à 7 mm.

Effet de la température ambiante sur la détection thermique

Comme la détection thermique est liée à la température, il était nécessaire d'étudier l'influence de la température ambiante. Elle variait de 27,5 à 40 °C dans une étuve. 4 échantillons étaient mesurés à chaque point avec intervalle 2,5 °C. Les courbes température ambiante vs signal thermique étaient mesurées pour le blanc et 1 DO/mL par les deux méthodes. Les paramètres des courbes d'ajustement sont dans le Tableau 1. La Fig. 4a montre qu'en mode conduction, les pentes étaient généralement consistantes pour différentes concentrations, indiquant que les changements de température ambiante avaient le même effet. La courbe d'effet ambiant peut donc calibrer les résultats quantitatifs. En mode radiation, les pentes (Fig. 4b) pour les deux concentrations étaient consistantes mais montraient une tendance descendante. Le mode conduction est plus fiable pour mesurer des échantillons sous variabilité de température élevée.

Effet de la température ambiante. a Changements du signal thermique avec la température ambiante en mode conduction. b Changements en mode radiation

Quantification des nanoparticules

Détection par détection thermique

Pour obtenir les courbes d'étalonnage standard, les deux méthodes de détection thermique (Fichier supplémentaire 1: Figure S5) ont été utilisées pour détecter des bandelettes contenant des nanoparticules de 0 à 10 DO/mL. Ces bandelettes (Fichier supplémentaire 1: Figure S6a) ont été détectées par le dispositif portable. Le réglage des deux capteurs est présenté (Fichier supplémentaire 1: Figure S5a, S5b). Quatre échantillons testés par concentration à 27,5 °C ambiante. Le dispositif appliquait la méthode ASC pour calculer le signal thermique. La quantification était proportionnelle à la quantité de nanoparticules sur la ligne de test. Les courbes de quantification (Fig. 5a) ont été générées par régression linéaire des données de signal thermique vs concentration, représentées par les formules du Tableau 2.

Quantification des nanoparticules. a Courbes d'étalonnage standard en trois méthodes. b Résultats quantitatifs à faible concentration avec courbes linéaires

Le Tableau 2 montre que la sensibilité du mode radiation était 15 fois supérieure à celle du mode conduction. Les LOD des modes conduction et radiation étaient 0,053 DO/mL et 0,023 DO/mL. En détection thermique, le mode radiation améliorait la LOD de 2 fois vs conduction. La stabilité des bandelettes TFL a aussi été testée (Fichier supplémentaire 1: Figure S7). Le mode conduction nécessite le transfert de chaleur entre deux solides. Quand la température de la ligne de test monte rapidement, il faut un temps (temps de relaxation) pour que le capteur atteigne la même température. Résultat : la température du capteur était inférieure à la température réelle à la fin. En mode radiation, le capteur détectait directement l'onde IR irradiée par la ligne de test pour obtenir sa température actuelle. En mode conduction, une partie de la chaleur était dissipée par la présence de bons conducteurs thermiques agissant comme dissipateur, tandis qu'en radiation, seul l'air et la bandelette intervenaient dans la dissipation. Ces raisons expliquent la sensibilité inférieure de la méthode conduction.

En testant des bandelettes à 10 DO/mL, nous avons trouvé une marque de brûlure avec le mode radiation (sans contact). Une raison possible : en mesure sans contact, la faible conductivité thermique de l'air permet à la chaleur d'être retenue dans la ligne de test et de se dissiper moins efficacement, augmentant la température locale effective et causant finalement la combustion de la membrane.

En mode contact, le capteur à grande conductivité thermique agissait comme milieu et dissipateur. La chaleur était conduite vers le capteur, évitant la combustion.

Comparaison entre détection thermique et détection visuelle

En raison de sa popularité pour dispositifs portables et large utilisation, nous avons comparé la détection thermique à la détection visuelle. Pour la visuelle, les images des bandelettes étaient prises par caméra numérique de microscope conventionnel. Les bandelettes étaient montées dans la cartouche pour assurer la cohérence positionnelle de l'analyse d'image comme pour la thermique. Le logiciel Image J analysait la valeur de gris sur la ligne de test pour différentes concentrations. Une courbe standard (Fig. 5a) de la méthode visuelle a été tracée. La gamme linéaire entre valeur de gris et concentration était 0,2–10 DO/mL (R² = 0,770 pour 0–0,2 DO/mL, donc écartées). La limite de détection était 0,268 DO/mL. Les résultats indiquaient que la détection thermique réduisait la LOD de 5 à 12 fois vs visuelle. Dans la recherche de Qin, la LOD visuelle était 100 fois supérieure au contraste thermique [21]. Ils utilisaient une haute puissance laser et une caméra infrarouge, gagnant une plus grande différence. Une explication raisonnable : la détection thermique mesure les nanoparticules au-dessus et sous la surface de la membrane. Un autre avantage : stabilité supérieure à la visuelle. La thermique génère de la chaleur par les nanoparticules sur toute la ligne de test. La visuelle repose seulement sur la réaction colorimétrique des nanoparticules en surface. Même à concentrations identiques, la distribution des nanoparticules sur la ligne T diffère ; l'inspection visuelle donne des résultats différents alors que la thermique est plus stable et reproductible. En revanche, la sensibilité de la détection visuelle était 2 fois supérieure à la thermique. La visuelle est une méthode directe de quantification, la thermique une mesure indirecte par changements de température, ce qui peut expliquer partiellement le manque de sensibilité. La Fig. 5b montre que la gamme linéaire de détection thermique peut descendre jusqu'à 0 DO/mL, avec R² de 0,972 (conduction) et 0,987 (radiation), suggérant un meilleur potentiel pour la détection précoce en POCT que la quantification colorimétrique, les analytes cibles étant à plus faibles concentrations.

Détection quantitative de l'HCG

Finalement, le biomarqueur HCG a été quantifié avec notre système pour valider la détection thermique. Les deux modes conduction et radiation ont été appliqués. La puissance optique a été réduite à 150 mW pour éviter la combustion. Des bandelettes (Fichier supplémentaire 1: Figure S6b) à quatre concentrations ont été testées. Les Fig. 6a et b montrent que les signaux thermiques étaient linéaires à la concentration HCG de 35 à 700 mUI/mL. Étendue à 35–7000 mUI/mL, la linéarité était entre le logarithme de la concentration et le signal thermique (Fig. 6c, d). En mode conduction, la LOD était 64,2 mUI/mL, gamme similaire à la visuelle. Cependant, la LOD idéale du mode radiation était 2,8 mUI/mL. Les données correspondaient à la quantification des nanoparticules. Comparé à d'autres dispositifs utilisant l'effet photothermique (LOD = 5,5 mUI/mL) [27], notre dispositif en mode radiation réduisait la LOD de près de 2 fois. Ces résultats prouvent que la détection thermique est une voie efficace pour la détection et quantification TFL.

Courbes standards de l'HCG. a Courbe linéaire entre logarithme concentration HCG et signal thermique en mode radiation. b Courbe linéaire en mode conduction. c Résultats quantification HCG en mode radiation. d Résultats en mode conduction

Conclusions

Une méthode de détection thermique plasmonique pour TFL a été établie. Un dispositif portable basé sur cette méthode a été développé avec différents capteurs de température (modes conduction et radiation). L'étude de l'influence de la température ambiante a montré un impact négatif sur la détection thermique, le mode conduction étant moins affecté que le mode radiation. En radiation, l'impact était plus significatif aux hautes concentrations. Les deux modes ont aussi été testés pour comparer la capacité de quantification. Comparée à la détection visuelle traditionnelle, la détection thermique montrait une amélioration de 5 à 12 fois de la LOD pour la quantification des nanoparticules. Le mode radiation montrait une meilleure performance que conduction en sensibilité et LOD. Dans la validation, les bandelettes TFL pour détection HCG ont montré que le mode radiation était bien plus sensible. Ainsi, nous avons prouvé que la détection thermique est une méthode faisable et efficace pour la détection précoce sur plateformes TFL.

En conclusion, la détection thermique plasmonique peut réellement améliorer la sensibilité analytique et montre un avenir prometteur dans la détection TFL pour applications diagnostiques précoces. Le dispositif portable décrit fournit deux approches de détection pour satisfaire différentes exigences.

Disponibilité des données et matériaux

Les jeux de données utilisés et/ou analysés pendant l'étude sont disponibles auprès de l'auteur correspondant sur demande raisonnable.

Abréviations

ASC :

Aire sous la courbe

AuNPrs :

Nanoprismes d'or

BSA :

Albumine sérique bovine

CCD :

Dispositif à transfert de charge

CMOS :

Semi-conducteur métal-oxide complémentaire

HCG :

Gonadotrophine chorionique humaine

TFL :

Test de flux latéral

LOD :

Limite de détection

LSPR :

Résonance plasmonique de surface localisée

MCU :

Unité microcontrôleur

MES :

Acide 4-morpholineéthanesulfonique

NIR :

Proche infrarouge

PBS :

Tampon phosphate salin

POCT :

Test au point de soin

PVC :

Polychlorure de vinyle

PVP :

Poly-vinyl-pyrrolidone

S-NHS :

N-Hydroxysulfosuccinimide