Ein Verfahren zur kontrollierbaren Herstellung optischer Fasern

Jun 08, 2023

Wissenschaftliche Berichte Band 12, Artikelnummer: 9566 (2022) Diesen Artikel zitieren

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Auf optischen Fasern basierende Biosensoren mit lokalisierter Oberflächenplasmonenresonanz (OF-LSPR) haben sich als hochempfindliche miniaturisierte Werkzeuge für eine Vielzahl von Anwendungen herausgestellt. Ihre Herstellung durch chemische Immobilisierung von Goldnanopartikeln (AuNPs) auf der Endfläche der Glasfaser ist eine einfache und vielseitige Methode. Aufgrund der Anzahl der Parameter, die die Bindung der AuNPs beeinflussen, kann dies jedoch zu einer schlechten Reproduzierbarkeit führen. Um eine Methode zur Herstellung von OF-LSPR-Sensoren mit hoher Reproduzierbarkeit zu entwickeln, haben wir den Einfluss untersucht, den Faktoren wie Temperatur, AuNP-Konzentration, Faserkerngröße und Eintauchzeit auf die Anzahl und Aggregation von AuNPs auf der Oberfläche der Fasern haben und deren Resonanzsignal. Unsere Methode bestand darin, die Ablagerung einer bestimmten AuNP-Dichte an der Faserspitze durch Messung ihres LSPR-Signals (oder plasmonischen Signals, Sp) in Echtzeit zu steuern. Auf diese Weise hergestellte Sensoren wurden verwendet, um Änderungen im Brechungsindex ihrer Umgebung zu messen. Die Ergebnisse zeigten, dass mit zunehmender Anzahl von AuNPs auf den Sonden die Änderungen der Sp-Maximumwerte immer geringer, die Wellenlängenverschiebungen jedoch höher ausfielen. Diese Ergebnisse verdeutlichten die Relevanz der Kontrolle der Beziehung zwischen der Sensorzusammensetzung und ihrer Leistung.

Lokalisierte Oberflächenplasmonenresonanz (LSPR) ist die Resonanz freier Elektronen auf einer Edelmetall-Nanostruktur (normalerweise Gold oder Silber), wenn sie durch Licht angeregt werden, dessen Wellenlänge größer als ihre Größe ist. Diese kohärente Schwingung führt zu einem einzigartigen Streu- und Absorptionsspektrum, das von der Zusammensetzung, Größe, Form und Oberflächendichte der Nanostrukturen, aber auch von den chemischen und physikalischen Eigenschaften ihrer Umgebung abhängt und ein Signal ergibt, dessen Maximum einen bestimmten Wert erreicht und positioniert wird bei einer bestimmten Wellenlänge1. LSPR-basierte Sensoren nutzen diese Empfindlichkeit, um zielinduzierte Modifikationen in der unmittelbaren Umgebung der Metallnanostrukturen zu messen, wie z. B. Änderungen des Brechungsindex, plasmonisch-molekulare Kopplung oder Nanopartikelwachstum; Ersteres wird jedoch am häufigsten verwendet2 und wird entweder als Wellenlängenverschiebung oder als Änderung der Signalmaximumwerte gemessen. Aufgrund ihrer markierungsfreien, hochempfindlichen Natur erfreuen sich Sensoren dieser Art im Bereich der Biosensorik zunehmendem Interesse3,4,5,6.

Optische Fasern (OFs) übertragen Lichtsignale zwischen zwei Punkten dank ihrer Totalreflexion aufgrund des Unterschieds zwischen den Brechungsindizes ihres Kerns und Mantels. Als Sensoren bieten OFs eine Vielzahl von Vorteilen, einschließlich ihrer Miniaturgröße und Flexibilität, die sie zusammen mit einem einfachen optischen Aufbau zu äußerst vielseitigen Werkzeugen für die Implementierung in tragbaren Geräten machen7. Diese Eigenschaften haben sie neben ihrer hohen elektromagnetischen Immunität, Haltbarkeit, Fernerkundungsfähigkeit, Kosteneffizienz und Zuverlässigkeit zu hervorragenden Plattformen für die chemische und biologische Sensorik gemacht8,9,10,11. Wenn OFs mit dem LSPR-Effekt kombiniert werden, können ultraempfindliche und ultrakleine OF-LSPR-Biosensoren erhalten werden12,13,14,15,16,17,18.

Es gibt drei Hauptgruppen von Konfigurationen, in denen alle verschiedenen Arten von optischen Fasern als Biosensoren genutzt werden können: durch direkte Anregung ihrer Endfläche19, durch die Freilegung ihres Kerns in ihrer Längsdimension20 oder durch die resonante Kopplung interner Gitter21,22 . In dieser Studie wird die erstere Strategie gewählt, die eine verbesserte Licht-Probe-Wechselwirkung bietet, weniger komplex in der Herstellung ist und eine Sensorregeneration durch einfaches Spalten der optischen Faser ermöglicht23,24.

Obwohl sich lithografische Methoden als Hauptoption zur Nanostrukturierung der Facette einer optischen Faser und zur Herstellung anderer Arten von nanospektroskopischen Plattformen etabliert haben, können sie aufgrund der hohen Kosten und der sperrigen Größe der erforderlichen Ausrüstung zeitaufwändig, komplex und teuer sein25 ,26,27,28,29,30,31. Im Gegensatz dazu führt die chemische Immobilisierung von Goldnanopartikeln (AuNPs) auf der Endfläche einer optischen Faser zu einem viel einfacheren und kostengünstigeren Prozess. Kajikawa und Mitarbeiter beschrieben diese Methode zum ersten Mal32 und sie wurde im letzten Jahrzehnt in großem Umfang für viele Biosensoranwendungen eingesetzt33,34,35,36,37,38,39,40. Diese Methode besteht in der Anbindung kolloidaler AuNPs an eine selbstorganisierte Monoschicht (SAM) durch Eintauchen der funktionalisierten Faserfacette in eine AuNP-Suspension, was weniger Ausrüstung erfordert und vielseitiger ist (sie kann mit jeder Art von NPs verwendet werden).

Diese chemische Immobilisierung auf der Oberfläche der Faserfacette ist jedoch schwer zu kontrollieren, da AuNPs mehrere Aggregationsgrade erreichen können (Monomere, Dimere, Trimer usw.), was sich direkt auf die Form des LSPR-Signals sowie auf dessen Position und Intensität auswirkt seinen Maximalwert und damit die Leistung des OF-LSPR-Sensors. Die Intensität des LSPR-Signals nimmt mit der Größe und Anzahl der AuNPs auf der Oberfläche der optischen Faser zu (was als höheres Oberflächendichteverhältnis beschrieben werden könnte), dieser Parameter korreliert jedoch nicht direkt mit der Empfindlichkeit des Sensors.

Jeong et al. beschrieben, wie die Größe und das Oberflächendichteverhältnis von AuNPs auf den OFs-Facetten umgekehrt proportional zur Sensorempfindlichkeit sind, d. h. je kleiner die AuNPs und je geringer die Bedeckung der OF-Oberfläche, desto höher die Empfindlichkeit41. Sie kontrollierten die Dichte der AuNPs auf der Faser während des Herstellungsprozesses durch Variation der Eintauchzeit in die AuNPs-Lösung und beobachteten, dass Fasern mit einer höheren AuNPs-Dichte eine geringere Empfindlichkeit gegenüber Änderungen des Brechungsindex zeigten. Diese Empfindlichkeit wurde anhand der Änderungen der Maximalwerte des LSPR-Signals gemessen. Der Empfindlichkeitsverlust korrelierte mit der Menge an aggregierten AuNPs an der Spitze der Faser, die mit der Zeit des Eintauchens in die AuNPs-Lösung zunahm. Auf diese Weise wurde festgestellt, dass ein Oberflächendichteverhältnis von 45 % die optimalen Ergebnisse lieferte, da das Signal bei geringeren Abdeckungen instabil war41.

Dennoch wurde in der Arbeit von Jeong et al. Es wurde auch hervorgehoben, dass die Zufälligkeit im Immobilisierungsprozess es schwierig machte, die Menge der immobilisierten AuNPs richtig zu kontrollieren, selbst in ansatzweise hergestellten Sonden42, was die Linearität und Gesamtzuverlässigkeit der Messungen verringerte, ein entscheidendes Merkmal bei der Entwicklung von Biosensoren. Es wurde ein Signalkalibrierungssystem vorgeschlagen, bei dem das nach der Herstellung des Sensors erhaltene LSPR-Signal als Basiswert verwendet wurde38. Unter Berücksichtigung der Tatsache, dass sich das Verhalten des OF-LSPR-Sensors mit seiner Zusammensetzung ändert, kann die Gruppierung und Analyse von Sonden mit unterschiedlichen Oberflächeneigenschaften zu irreführenden Ergebnissen führen.

Daher besteht Bedarf an einer Methode zur Herstellung hochempfindlicher Nanosensoren auf Basis von AuNPs-beschichteten optischen Fasern (OF-LSPR-Sensoren) mit reproduzierbarer Zusammensetzung. Hier schlagen wir vor, OF-LSPR-Sensoren mit ähnlichen Leistungen herzustellen, indem wir das LSPR-Signal in Echtzeit überwachen, während AuNPs auf der Oberfläche der Endfläche der optischen Faser immobilisiert werden. Auf diese Weise können viele Sonden mit einer ähnlichen Anzahl von AuNPs auf ihrer Oberfläche leicht hergestellt werden (Abb. 1).

Schema des Einflusses der Zusammensetzung des OF-LSPR-Sensors auf sein LSPR-Signal und seine Leistung. Die Dichte und der Aggregationsgrad der auf der Facette einer optischen Faser immobilisierten AuNPs können aus ihrem LSPR-Signal abgeleitet werden. OF-LSPR-Sensoren mit unterschiedlichen LSPR-Spitzenwerten reagieren unterschiedlich empfindlich auf Veränderungen in ihrer Umgebung.

Zu diesem Zweck haben wir drei Hauptansätze durchgeführt. Um weitere Einblicke in die Faktoren zu erhalten, die die Immobilisierung von AuNPs beeinflussen, haben wir zunächst den Einfluss der Temperatur und der AuNP-Konzentration auf die zeitliche Entwicklung des LSPR-Signals (oder Resonanzsignals) untersucht. Darüber hinaus wurde auch der Effekt der Verwendung von Fasern mit unterschiedlichen Kerngrößen untersucht, der dabei hilft, das für jeden Assay am besten geeignete Herstellungsprotokoll zu ermitteln. Zweitens führten wir eine detaillierte mikroskopische Analyse der Endfacetten von Fasern mit unterschiedlichen Dichten immobilisierter AuNPs durch und bezogen diese auf den Spitzenwert des LSPR-Signals. Und drittens wurde eine abschließende Studie durchgeführt, um festzustellen, wie sich diese Unterschiede in der endgültigen Zusammensetzung der Sensoren auf deren Leistung auswirken. Dabei wurde die Empfindlichkeit des Brechungsindex von optischen Fasern mit unterschiedlichen Werten der Resonanzintensität verglichen und nicht nur die Änderungen darin analysiert Spitzenwert, sondern auch seine Wellenlängenverschiebung.

Um den Einfluss externer Faktoren auf die chemische Immobilisierung von AuNPs an der Spitze von OFs zu charakterisieren, wurde die zeitliche Entwicklung des LSPR-Signals unter verschiedenen Bedingungen gemessen: unterschiedliche Temperaturen, unterschiedliche AuNP-Konzentrationen und unterschiedliche Faserkerndurchmesser.

Optische Fasern wurden mit einem SAM aus (3-Aminopropyl)triethoxysilan (APTES) funktionalisiert, sodass ihre Glasoberfläche Aminogruppen aufwies, die mit den kolloidalen AuNPs (40 nm Durchmesser) in Suspension interagierten, während das plasmonische Signal in Echtzeit überwacht wurde (Abb . 2a). Um dieses Signal zu erhalten, wurde weißes Licht einer LED verwendet, um die AuNPs anzuregen, die an der Spitze des OF immobilisiert wurden. Das zum Spektrometer zurücklaufende Licht wurde verarbeitet und als Sp ausgedrückt, das Ergebnis eines logarithmischen Ausdrucks, der alle Lichtänderungen aufgrund der Anwesenheit der AuNPs auf der Faser umfasst (Gleichung 1).

Einfluss von Temperatur, AuNP-Konzentration und Glasfaserkerngröße auf das LSPR-Signal von OF-LSPR-Sensoren. (a) Zeitliche Entwicklung des LSPR-Signals eines 105MMF, eingetaucht in eine Stammkonzentration von AuNPs bei Raumtemperatur (22 °C). (b) Sp-Maximalwerte für 105MMFs bei verschiedenen Temperaturen (5, 25 und 50 °C), gemessen jede Minute während 14 Minuten nach dem Eintauchen in AuNPs. (c) Sp-Maximalwerte, die bei 22 °C und einem Faserkerndurchmesser von 105 μm mit unterschiedlichen AuNP-Konzentrationen erreicht werden, jede Minute während 14 Minuten nach dem Eintauchen in AuNPs gemessen. (d) Sp-Maximalwerte für optische Fasern mit unterschiedlichen Kerndurchmessern (2,5, 50 und 105 μm), bei denen AuNPs bis zu 10 Minuten lang chemisch immobilisiert wurden. Fehlerbalken entsprechen der Standardabweichung der Messungen in drei verschiedenen Lichtwellenleitern (n = 3).

In Gl. (1), S ist das Spektrum, das aufgezeichnet wird, wenn AuNPs immobilisiert sind, R ist das erhaltene Spektrum, wenn keine AuNPs auf der optischen Faserfacette vorhanden sind, und D ist das Spektrum, das aufgezeichnet wird, wenn die LED ausgeschaltet ist. Sp-Werte wurden in willkürlichen Einheiten (au) ausgedrückt.

Bezüglich der Wirkung der verschiedenen Parameter wurden zunächst drei verschiedene Fasern (drei Multimode-Fasern mit einem Kerndurchmesser von 105 µm, 105 MMF) in AuNPs (in Stammkonzentration) eingetaucht und dabei drei verschiedenen Umgebungstemperaturen ausgesetzt: 5, 25 und 50 ° C (Abb. 2b). Parallel zu diesen Experimenten wurde ein weiterer Satz Fasern unterschiedlichen Konzentrationen an AuNPs ausgesetzt: der Stammfaser (3 × 1010 Partikel·ml−1), der Hälfte der Stammkonzentration und einem Viertel der Stammkonzentration; bei konstanter Raumtemperatur (22 °C) (Abb. 2c). Eine dritte Gruppe von Experimenten bestand darin, MMFs mit unterschiedlichen Kerngrößen (105 und 50 µm) und Singlemode-Fasern mit einem Kern von 2,5 µm zu verwenden, die bei konstanter Raumtemperatur in die Stammkonzentration von AuNPs eingetaucht wurden (Abb. 2d). Der Einfluss dieser drei Variablen wurde auf die Immobilisierung der AuNPs und ihre LSPR-Spektren anhand der Maximalwerte von Sp bewertet, die jede Minute während 10–14 Minuten gemessen wurden.

Abbildung 2a zeigt ein Beispiel für die allgemeine zeitliche Entwicklung des jeweils beobachteten Resonanzsignals, die einer deutlichen Tendenz folgt. Bei kürzeren Zeiten stieg der Maximalwert von Sp linear an; Bei längerem Eintauchen der Faser erreichte dieser Wert ein Plateau, das einige Minuten lang anhielt und dann abnahm. Außerdem wurde eine Rotverschiebung des LSPR-Spektrums beobachtet (Abb. 2a). Die Zeit, die der maximale Sp-Wert benötigte, um das Plateau zu erreichen, hing jedoch von der Kombination der getesteten Parameter ab.

Die chemischen Faktoren – Temperatur und AuNP-Konzentration – zeigten den erwarteten Effekt der Beschleunigung der Reaktion. Wenn die Temperatur steigt, wird eine schnellere Kinetik erwartet, da die Wechselwirkungen zwischen den AuNPs und der Endfläche der optischen Fasern zunehmen, was zu einer schnelleren Immobilisierung führt und somit den Sättigungspunkt bei höheren Temperaturen schneller erreicht. Mehr AuNPs im gleichen Volumen (höhere Konzentrationen) führten zum gleichen Ergebnis. Bei der Sondenherstellung mit Fasern unterschiedlicher Kerngröße gilt: Je kleiner der Kerndurchmesser, desto schneller wurde die Signalsättigung erreicht und desto niedriger war der erreichte maximale Sp. Dies bedeutet nicht, dass die Immobilisierungsgeschwindigkeit variierte, sondern dass mit dem kleineren Faserkern auch die von den AuNPs abzudeckende Fläche variierte. Dadurch wurde die Oberfläche früher gesättigt und die Anzahl der AuNPs, die zur gesamten LSPR-Resonanz beitrugen, war geringer. Daher bieten breitere Faserkerne einen breiteren dynamischen Bereich zur Herstellung von OF-LSPR-Sonden für die Erfassung. Darüber hinaus bieten Fasern mit einer größeren Kerngröße eine höhere Bindungskapazität, was die Empfindlichkeit des Sensors bei Verwendung für die Biosensorik durch die Messung von durch Zielbindung induzierten Änderungen des Sp-Maximumwerts verbessern kann.

Diese Ergebnisse unterstreichen die Bedeutung eines geeigneten Designprotokolls vor der Entwicklung eines OF-LSPR-Sensors. Für die folgenden Experimente wurden konstante Bedingungen in Bezug auf Temperatur (22 °C), AuNP-Suspensionskonzentration (Stammlösung, 3 × 1010 Partikel·ml−1) und optische Faserkerngröße (105 µm MMF) verwendet.

Nachdem die Auswirkung der äußeren Bedingungen auf das LSPR-Spektrum definiert war, wurde die Immobilisierung der AuNPs auf der optischen Faser mittels REM-Bildgebung analysiert, um den Zusammenhang zwischen der Anzahl und Aggregation der Nanopartikel und ihrem LSPR-Signal zu ermitteln.

Zu diesem Zweck wurde eine Reihe von MMFs wie zuvor beschrieben funktionalisiert und für verschiedene Zeiten in eine Lösung von AuNPs getaucht: 2–14 Minuten in Intervallen von 2 Minuten. Nach der Immobilisierung wurden ihre Sp-Werte aufgezeichnet und anschließend mit einem REM abgebildet (Abb. 3a, b). Von jeder Endfläche der Fasern wurden drei 100-µm2-REM-Bilder aufgenommen und analysiert, um zwei Datensätze zu erhalten. Erstens die Anteile der gesamten AuNPs, die mit unterschiedlichen Aggregationsgraden immobilisiert wurden: einzelne, doppelte, dreifache, vierfache und fünf oder mehr verbundene AuNPs, nach jeder Immobilisierungszeit (Abb. 3c, Abb. SI1). Zweitens die Gesamtzahl der immobilisierten AuNPs pro Fläche (oder Oberflächendichte), die dann gegen ihre jeweiligen maximalen Sp-Werte aufgetragen wurde (Abb. 3d).

SEM-Charakterisierung: Korrelation zwischen AuNPs-Oberflächendichte und LSPR-Signal (Sp-Maximalwerte). (a) Bilder der auf dem REM-Probenhalter befestigten optischen Fasern, die Ansicht einer einzelnen optischen Faser in der REM-Kammer und ein Detail der Endfläche der Faser. (b) Repräsentative REM-Bilder für jede Eintauchzeit (Skalenbalken 1 µm). (c) AuNP-Verteilungswerte hinsichtlich der Frage, ob jedes AuNP einzeln (einzeln) oder in Kontakt mit anderen (doppelte, dreifache, vierfache und fünf oder mehr aggregierte Nanopartikel) war, aufgetragen gegen die jeweiligen Eintauchzeiten; Fehlerbalken entsprechen der Standardabweichung der Anzahl der auf den Endflächen vorhandenen AuNPs von drei verschiedenen optischen Fasern für jede Eintauchzeit (n = 3, außer bei 2 Minuten, wo nur eine Faser mit der Abweichung zwischen ihren drei Bildern dargestellt ist). . (d) AuNPs-Oberflächendichte (Nanopartikel pro Quadratmikrometer) der Fasern, die für verschiedene Zeiten eingetaucht wurden, aufgetragen gegen ihre jeweiligen Sp-Maximalwerte. Fehlerbalken entsprechen der Standardabweichung der Anzahl der AuNPs in drei verschiedenen REM-Bildern jeder optischen Faser (n = 3).

Bezüglich der Anordnung der AuNPs wurde beobachtet, dass bei kürzeren Inkubationszeiten ein überwiegender Prozentsatz einzelner Nanopartikel vorlag (bis zu 90 % nach 2 Minuten), wohingegen diese Population an AuNPs bei längeren Zeiten erheblich abnahm (bis zu 50). % nach 14 Min.). In der Zwischenzeit könnte jedoch davon ausgegangen werden, dass die Anteile einzelner und aggregierter AuNPs gleich bleiben. Diese Ergebnisse korrelieren mit der Tatsache, dass es keinen linearen Zusammenhang zwischen der Gesamtzahl der AuNPs auf der Endfläche der optischen Fasern und der Zeit gibt, in der sie in die Lösung eingetaucht waren, insbesondere in diesen dazwischen liegenden Zeitintervallen, wie aus ersichtlich ist Abb. 3d.

Diese Beobachtungen stimmen mit der Tatsache überein, dass es sich bei der verwendeten AuNP-Immobilisierungsmethode um einen chemischen Prozess handelt, der nicht nur von der Zeit, sondern von allen Parametern bestimmt wird, die chemische Reaktionen beeinflussen, wie z. B. Temperatur und Reagenzienkonzentration. Darüber hinaus könnte dieses Verhalten die in Abb. 2a beobachtete Sättigung des LSPR-Signals erklären, da dieses Signal direkt mit der Anzahl der immobilisierten AuNPs korreliert, bis ein metallischer Zustand erreicht ist und der plasmonische Effekt stetig zunimmt Reflexion des Lichts.

Tatsächlich wurde eine lineare Beziehung gefunden, als die AuNP-Oberflächendichte jeder Sonde gegen ihr jeweiliges Sp-Maximum aufgetragen wurde, was die Stärke dieses Werts – der in Echtzeit gemessen werden kann – als Referenz für den Erhalt von Sensorsonden mit den gleichen Eigenschaften hervorhebt. Darüber hinaus konnten wir aus dieser linearen Korrelation die Mindestmenge an AuNPs berechnen, die von unserem System erkannt werden konnte (2,125 AuNPs µm−2), was insgesamt 18.404 AuNPs auf der Oberfläche des Kerns eines 105MMF entspricht.

Nachdem bestätigt wurde, dass es eine lineare Korrelation zwischen dem Sp-Maximalwert und der AuNP-Oberflächendichte auf einem OF-LSPR gibt – jedoch nicht mit der Zeit, da es schwierig ist, alle Parameter zu kontrollieren, die den chemischen Prozess beeinflussen – wurde ein Experiment durchgeführt, um dies zu demonstrieren dass mehrere Sensoren mit der gleichen AuNP-Dichte leicht hergestellt werden könnten, indem Sp unabhängig von anderen Faktoren überwacht wird. Neun Sensoren mit drei verschiedenen AuNP-Dichten wurden hergestellt, indem die Immobilisierungsreaktion bei Signalen gestoppt wurde, deren Sp-Maximalwerte 0,05, 0,1 und 0,2 au betrugen. Diese Spitzen wurden auch durch SEM abgebildet (siehe Abb. SI2). Die Anzahl der AuNPs auf ihren Oberflächen wurde gezählt und mit dem erwarteten Wert verglichen, der aus der linearen Gleichung in Abb. 3d geschätzt wurde: y = 1,48 (± 0,32) + 64,54 (± 3,21)x; Dabei ist y die Menge an AuNPs pro Quadratmikrometer (AuNPs-Oberflächendichte) und x der Maximalwert von Sp. Abbildung 4 zeigt den Vergleich zwischen den berechneten und den beobachteten Werten bei den drei verschiedenen Sp-Maxima.

AuNPs-Dichte von Sonden mit unterschiedlichen anfänglichen Sp-Maximalwerten. Beobachtete und berechnete AuNPs-Oberflächendichte von Fasern, die mit drei verschiedenen Sp-Maximalwerten hergestellt wurden: 0,05, 0,10 oder 0,20 au (n = 3).

Es wurde berechnet, dass die Genauigkeit dieser Methode für alle Proben gering war, sie stieg jedoch mit dem Sp-Wert und erreichte 9 % für 0,2 au. Dies bedeutet, dass die Fähigkeit unserer Methode, die Anzahl der auf der Endfläche immobilisierten AuNPs vorherzusagen, beeinträchtigt ist Der Wert seines Sp-Maximums der optischen Faser wird höher, wenn die Dichte der AuNPs zunimmt. Darüber hinaus wurde bestätigt, dass durch die Kontrolle des Sp-Maximums während der AuNP-Immobilisierung eine sehr geringe Variabilität zwischen den Proben erreicht werden konnte.

Um abschließend zu bewerten, wie unterschiedliche Zusammensetzungen der Sensoren ihre Leistung beeinflussen können, wurde ihre Empfindlichkeit gegenüber Änderungen im Brechungsindex (RI) ihrer Umgebung anhand der Anzahl der AuNPs auf ihrer Oberfläche getestet. Eine Reihe von OF-LSPR-Sensoren mit einem Sp-Maximum in Wasser im Bereich von 0,01 bis 0,30 wurde hergestellt, indem ihr Signal während der AuNP-Immobilisierung in Echtzeit überwacht wurde. Anschließend wurden sie Wasser-Glycerin-Lösungen mit steigenden RI-Werten ausgesetzt: von 1,33 bis 1,37, gemessen in RIUs (Brechungsindexeinheiten).

Das LSPR-Signal dieser Art von Sensoren wird durch Veränderungen in ihrer unmittelbaren Umgebung beeinflusst, sodass Änderungen in der Position und im Wert der Sp-Maxima gemessen werden können, wenn der RI der Lösung zunimmt oder abnimmt (Abb. 5). Für ihre Anwendung in der Biosensorik sind RIs von 1,33 bis 1,37 am interessantesten, da 1,33 der ungefähre RI von Wasser ist und Biomoleküle, die mit der Sensoroberfläche interagieren, diesen Wert auf bis zu 1,37 erhöhen können. Dieses Phänomen ist die Grundlage der meisten LSPR-Biosensoren3. In diesem Experiment wurden sowohl die Peakposition (Wellenlänge, λ, in nm) als auch die Maximalwerte von Sp (in au) beim Eintauchen in jede RI-Lösung (n) gemessen und dann normalisiert, wobei diese Werte bei einem RI von 1,33 als Referenz verwendet wurden ( Gleichungen 2 und 3).

Empfindlichkeit gegenüber Änderungen im Brechungsindex von Sonden mit unterschiedlichen anfänglichen Sp-Maxima. (a) Beispiele für die Leistung von Fasern mit anfänglichen Sp-Maxima von 0,03, 0,11 und 0,29 au. In der rechten Spalte die Entwicklung der normalisierten Wellenlängenposition und des Werts der Sp-Maxima bei Exposition gegenüber Lösungen mit zunehmendem RI. (b) Sλ- und Smax-Werte, die aus den Steigungen der linearen Regressionen der Ergebnisse von Fasern mit unterschiedlichen anfänglichen Sp-Maxima erhalten wurden. Die gemessenen Fasern wurden entsprechend ihrem Bereich der anfänglichen Sp-Maximalwerte in fünf Sätze eingeteilt. Fehlerbalken entsprechen der Standardabweichung zwischen den Fasern in jedem Satz (n = 4, außer im Bereich von 0,2 bis 0,25 au, mit nur einer Replik).

Die Empfindlichkeit jedes OF-LSPR-Sensors wurde als Änderung entweder der Positionsänderung oder des Werts des maximalen Sp pro Einheitsänderung des RI (RIU) definiert und als Funktion der normalisierten Werte für diese Parameter (Sλ und Smax) ausgedrückt , bzw.), wie in den Gleichungen gezeigt. (4) und (5). Diese Werte stimmten mit den Steigungen der linearen Regressionen der normalisierten Position und des maximalen Sp gegenüber den getesteten RIs überein (Abb. 5a, rechte Spalte, in Fettschrift).

Die Ergebnisse deuten darauf hin, dass die Menge an AuNPs an der Spitze des Sensors tatsächlich einen Einfluss auf seine Reaktion auf Änderungen im RI hatte. Abbildung 5a zeigt drei Beispiele: zwei Sonden im Extremfall mit entweder sehr wenigen AuNPs auf der Faserendfläche (geringe AuNPs-Dichte) oder sehr hoher AuNPs-Dichte (Sp-Maxima von 0,03 bzw. 0,29 au) und eine in einem Zwischenzustand ( Sp maximal 0,11 au).

Interessanterweise folgten die Empfindlichkeitsänderungen bei der Messung der Positions- oder Wertänderungen der Sp-Maxima entgegengesetzten Tendenzen, da die Oberflächendichte der AuNPs auf den Sonden zunahm. Einerseits lieferten Sensoren mit einer niedrigen AuNP-Dichte eine hohe Empfindlichkeit hinsichtlich Smax, jedoch eine geringe Empfindlichkeit bei der Bewertung von Sλ. Im Gegensatz dazu nahmen bei der Verwendung von Sensoren mit höheren Mengen an AuNPs die Änderungen der Maximalwerte des Sp ab (niedrigeres Smax), wobei ihre Werte sogar negative Werte erreichten (was darauf hindeutet, dass das Sp-Signal mit zunehmenden RIs reduziert wurde), während sich die Wellenlänge verschiebt erhöht (höheres Sλ). Diese Tendenzen sind in Abb. 5b besser zu erkennen, die die Werte von Sλ und Smax zeigt, die aus der linearen Regression von Fasern mit unterschiedlichen anfänglichen Sp-Maxima in fünf Bereichen erhalten wurden: von 0,01 bis 0,05, 0,05 bis 0,10, 0,10 bis 0,15, 0,15 bis 0,20, 0,20 bis 0,25 und 0,25 bis 0,30 (alle in Au).

Einige LSPR-Biosensoren basieren je nach Anwendung auf Wellenlängenverschiebungen und andere auf Änderungen der Sp-Maxima. Die Ergebnisse dieser Arbeit zeigen, wie die Zusammensetzung der OF-LSPR-Endfläche (in Bezug auf AuNPs-Dichte und -Aggregation) die Reaktion des Sensors für beide Arten von Messungen deutlich verändern kann und nach unserem besten Wissen bisher unbekannte Informationen liefert die Benutzer.

Die Ergebnisse dieser Arbeit bieten den Benutzern von LSPR-Sensoren auf Faseroptikbasis, die durch chemische Immobilisierung von AuNPs auf der Endfläche der Faser hergestellt werden, drei Hauptinformationspunkte. Erstens müssen Umgebungsbedingungen wie Temperatur und AuNP-Konzentration kontrolliert werden, um die Variabilität des Herstellungsprozesses zu verringern. Darüber hinaus bieten optische Fasern mit größeren Kerndurchmessern einen größeren Dynamikbereich als kleinere oder Singlemode-Fasern und ermöglichen so die Herstellung von OF-LSPR-Sensoren mit einer größeren Vielfalt an Eigenschaften. Zweitens – und um diese Kontrolle zu ergänzen, die nicht nanometrisch gesteuert werden kann und zu unerwünschten Aggregationen führt – hängt die Oberflächendichte der AuNPs auf dem Sensor nicht nur von der Zeit des Eintauchens der funktionalisierten Fasern in die AuNP-Suspension ab, sondern von dieser kann durch Messung des Sp-Maximums des LSPR-Signals geschätzt werden. Und drittens beeinflusst die Dichte der AuNPs auf der Oberfläche der Sonde die Empfindlichkeit des Sensors gegenüber Änderungen im RI seiner Umgebung, nicht nur in seiner Größe, sondern auch in Bezug auf den Parameter, der sich stärker ändert: die Position des Sp-Maximums oder seinen Wert . Es ist zu beachten, dass die gemeldeten Ergebnisse nur mit AuNPs mit einem Durchmesser von 40 nm validiert wurden und unterschiedliche Größen einige Unterschiede im Verhalten aufweisen können. Dieser Durchmesser wurde jedoch als optimale Größe gewählt, um OF-LSPR-Sensoren zu schaffen, bei denen der Beitrag der Absorptionseffekte zum Signal höher ist als der der Streuung und gleichzeitig das beste Verhältnis von Oberfläche zu Volumen für die Wechselwirkung mit den Analyten bietet.

Um die bestmögliche Reproduzierbarkeit zu gewährleisten (hinsichtlich der Anzahl der AuNPs auf der Faserfläche und der Empfindlichkeit der Sensoren), schlagen wir vor, die einzige Variable zu steuern, die vollständig in Echtzeit überwacht werden kann: das LSPR-Signal, dessen Wellenlängenposition und der Spitzenwert kann im Zeitverlauf mit hoher Genauigkeit verfolgt werden.

Diese beispiellose Erkenntnis stellt einen Fortschritt im Verständnis der Herstellung von OF-LSPR-Sensoren auf der Faserseite dar, der künftigen Anwendern helfen wird, bessere Ergebnisse bei ihren Erkenntnissen zu erzielen, ohne dass vor ihrer Verwendung umfassende Charakterisierungen erforderlich sind.

Alle Chemikalien, nämlich: (3-Aminopropyl)triethoxysilan (APTES), Schwefelsäure (H2SO4, ACS-Reagenz, 95,0–98,0 %), Wasserstoffperoxid (H2O2, 30 %), Isopropanol (IPA, ACS-Reagenz ≥ 99,5 %) und Glycerin (C3H8O3, 99 %, GC); wurden von der Merck KGaA (Niederlassung Spanien) gekauft und wie vom Lieferanten erhalten verwendet. Eine mit Citrat stabilisierte Lösung aus kugelförmigen Goldnanopartikeln (AuNPs) mit einem Durchmesser von 40 nm wurde von Nanovex Biotechnologies SL (Spanien) in einer Konzentration von 3 × 1010 Partikeln·ml–1 gekauft, die auf 1,5 × 1010 und 7,5 × 109 Partikel·ml–1 reduziert wurde mit MilliQ-Wasser, um die Auswirkung der Nanopartikelkonzentration auf das LSPR-Spektrum zu untersuchen. Die AuNPs wurden bei 4 °C gelagert und im Dunkeln aufbewahrt. AuNPs dieser Größe (40 nm) wurden ausgewählt, weil sie Folgendes bieten.

Der in dieser Arbeit verwendete optische Aufbau bestand aus einer LED (MCWHL5, Thorlabs) als Lichtquelle im Bereich von 400–700 nm (die der Resonanzwellenlänge der verwendeten AuNPs entspricht), einem faseroptischen Koppler (FOC) und einem Minispektrometer (Avantes, mini2048-VI25) (Abb. SI3). Um den Einfluss der Kerngröße auf das erhaltene Signal zu untersuchen, wurden drei verschiedene Fasern mit ihren entsprechenden Kopplern verwendet. Zwei Multimode-Fasern (MMF) mit einem Kerndurchmesser von 105 µm und 50 µm (FG105LCA und FG050LCA, Thorlabs). Hierin werden solche Fasern als 105MMF bzw. 50MMF bezeichnet. Die FOCs für 105MMF und 50MMF waren jeweils ein TM105R5S1A und ein TM50R5S2A, die von Thorlabs erworben wurden. Die andere verwendete Faser war eine Singlemode-Faser (SMF) im sichtbaren Bereich mit einem Kerndurchmesser von 2,5 µm (460HP, Thorlabs) mit einem FOC (TW560R5F2, Thorlabs).

Alle optischen Fasern wurden mit einem optischen Faserspalter (VF-78, INNO Instrument America) gereinigt und gespalten.

Um die AuNPs an der Endfläche der optischen Fasern zu befestigen, wurde in jedem der in diesem Artikel beschriebenen Experimente eine zuvor beschriebene Methode38 angewendet. Kurz gesagt wurden die optischen Fasern 30 Minuten lang mit einer Piranha-Lösung (H2SO4:H2O2, 3:1) behandelt, um das Glas zu reinigen und zu oxidieren, sodass die Oberfläche für die Reaktion im nächsten Schritt aktiviert wird. Piranha-Lösung setzt reizende Dämpfe frei und ist gegenüber den meisten Materialien sehr korrosiv. Daher muss sie sorgfältig gehandhabt und gelagert werden, indem man sie unter einem Abzug abzieht und sie in widerstandsfähigen Behältern wie Glasfläschchen aufbewahrt. Nach dem Spülen mit Wasser:Ethanol (1:1) und dem Trocknen wurden die optischen Fasern 90 Minuten lang im Dunkeln in eine 5%ige APTES-IPA-Lösung getaucht. Später wurden die optischen Fasern in einer IPA-Wasser-Lösung (1:1) gespült und trocknen gelassen. Abschließend wurden die optischen Fasern in die AuNPs-Lösung getaucht, um sie an der Spitze zu immobilisieren. Der Immobilisierungsprozess ist in Abb. SI4 zusammengefasst, in der die Auswirkungen jedes Schritts auf das optische Spektrum als Referenz dargestellt sind.

Das Licht wird von der LED durch den FOC zur Endfläche der optischen Faser geleitet, wo sich die AuNPs befinden. Anschließend wird das Licht von der Endfläche der optischen Faser reflektiert, die als Spiegel mit geringem Reflexionsvermögen fungiert und in der die AuNPs immobilisiert werden. Die Wechselwirkung des Lichts mit solchen Nanopartikeln löst den LSPR-Effekt aus. Das reflektierte Licht durchläuft erneut den FOC und gelangt schließlich zum Spektrometer, das das empfangene Signal als Sp anzeigt, dessen Wert durch Anwendung des folgenden Ausdrucks ermittelt wird:

In Gl. (1), S ist das Spektrum, das aufgezeichnet wird, wenn AuNPs immobilisiert sind, R ist das erhaltene Spektrum, wenn keine AuNPs auf der optischen Faserfacette vorhanden sind, und D ist das Spektrum, das aufgezeichnet wird, wenn die LED ausgeschaltet ist. Sp-Werte wurden in willkürlichen Einheiten (au) ausgedrückt.

Zur Charakterisierung der AuNP-Immobilisierung wurde ein SEM JEOL JSM-6400 (JEOL, Japan) bei einer Beschleunigungsspannung von 10 kV verwendet. Zur Oberflächenmetallisierung wurden die Facetten der Lichtleitfasern durch Sputtern mit einer Chrom-Monoschicht von 5 nm bedeckt. Das Aggregationsverhältnis wurde durch Partikelanalyse mit der Public-Domain-Software FIJI (ImageJ, National Institutes of Health, USA) ermittelt.

Um OF-LSPR-Sonden herzustellen, die ähnliche AuNP-Zusammensetzungen aufwiesen, wurden 17 105MMF-Fasern wie zuvor beschrieben funktionalisiert und dann in eine Stammlösung kolloidaler AuNPs getaucht. Unabhängig von der Eintauchzeit wurde die Immobilisierungsreaktion gestoppt, indem die Fasern aus der Lösung entfernt wurden, wenn ihre Sp-Maximalwerte in Wasser einen bestimmten Wert im Bereich von 0,01 bis 0,29 erreichten. Jede dieser Fasern wurde dann in Lösungen von Glycerin in Wasser mit fortlaufend steigenden Brechungsindizes (RI) getaucht: 1,332 (0 % Glycerin), 1,342 (5 % Glycerin), 1,349 (10 % Glycerin), 1,3615 (22,5 % Glycerin). 1,372 (30 % Glycerin). Wellenlänge und Maximalwerte ihrer jeweiligen Sp-Signale wurden nach 30-sekündigem Eintauchen in jede Lösung aufgezeichnet, obwohl die Änderungen unmittelbar nach dem Eintauchen auftraten.

Die während der aktuellen Studie generierten und/oder analysierten Datensätze sind auf begründete Anfrage beim entsprechenden Autor erhältlich.

Mayer, KM & Hafner, JH Lokalisierte Oberflächenplasmonresonanzsensoren. Chem. Rev. 111, 3828–3857 (2011).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Guo, L. et al. Strategien zur Steigerung der Empfindlichkeit plasmonischer Nanosensoren. Nano Today 10, 213–239 (2015).

Artikel CAS Google Scholar

Kim, DM, Park, JS, Jung, S.-W., Yeom, J. & Yoo, SM Biosensorik-Anwendungen unter Verwendung nanostrukturbasierter lokalisierter Oberflächenplasmonresonanzsensoren. Sensoren 21, 3191 (2021).

Artikel ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Li, Z. et al. Plasmonikbasierte Plattformen zur Diagnose von Infektionskrankheiten am Point-of-Care. Biotechnologie. Adv. 37, 107440 (2019).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Bellassai, N., D'Agata, R., Jungbluth, V. & Spoto, G. Oberflächenplasmonenresonanz zur Biomarker-Erkennung: Fortschritte in der nicht-invasiven Krebsdiagnose. Vorderseite. Chem. 7, 570 (2019).

Artikel ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Soler, M., Huertas, CS & Lechuga, LM Markierungsfreie plasmonische Biosensoren für die Point-of-Care-Diagnostik: Ein Überblick. Experte Rev. Mol. Diag. 19, 71 (2018).

Artikel PubMed CAS Google Scholar

Masson, J. Tragbare und vor Ort eingesetzte Oberflächenplasmonenresonanz- und Plasmonensensoren. Analyst 145, 3776–3800 (2020).

Artikel ADS CAS PubMed Google Scholar

Wang, X. & Wolfbeis, OS Faseroptische chemische Sensoren und Biosensoren (2013–2015). Anal. Chem. 88, 203–227 (2016).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Pospíšilová, M., Kuncová, G. & Trögl, J. Faseroptische chemische Sensoren und faseroptische Biosensoren. Sensoren 15, 25208–25259 (2015).

Artikel ADS PubMed PubMed Central CAS Google Scholar

Riza, MA, Go, YI, Harun, SW & Maier, RR FBG-Sensoren für Umwelt- und biochemische Anwendungen – Ein Rückblick. IEEE Sens. J. 20, 7614–7627 (2020).

Artikel ADS CAS Google Scholar

De Acha, N., Socorro-Leránoz, AB, Elosúa, C. & Matías, IR Trends im Design intensitätsbasierter optischer Faserbiosensoren (2010–2020). Biosensoren 11, 197 (2021).

Artikel PubMed PubMed Central CAS Google Scholar

Consales, M. et al. Lab-on-Fiber-Technologie: Auf dem Weg zu multifunktionalen optischen Nanosonden. ACS Nano 6, 3163–3170 (2012).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Ricciardi, A., Crescitelli, A. & Vaiano, P. Lab-on-Fiber-Technologie: Eine neue Vision für die chemische und biologische Sensorik. Analyst 14, 868–879 (2015).

Google Scholar

Klantsataya, E., Jia, P., Ebendorff-Heidepriem, H., Monro, TM & François, A. Plasmonische faseroptische refraktometrische Sensoren: Von konventionellen Architekturen zu aktuellen Designtrends. Sensoren 17, 12 (2016).

Artikel ADS PubMed Central Google Scholar

Caucheteur, C., Guo, T. & Albert, J. Übersicht über plasmonische faseroptische biochemische Sensoren: Verbesserung der Nachweisgrenze. Anal. Bioanal. Chem. 407, 3883–3897 ​​(2015).

Artikel CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Esfahani Monfared, Y. Überblick über die jüngsten Fortschritte beim Design plasmonischer faseroptischer Biosensoren. Biosensoren 10, 77 (2020).

Artikel PubMed Central CAS Google Scholar

Polley, N., Basak, S., Hass, R. & Pacholski, C. Faseroptische plasmonische Sensoren: Bereitstellung empfindlicher Biosensorplattformen mit minimaler Laborausrüstung. Biosens. Bioelektron. 132, 368–374 (2019).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Soares, MS et al. Immunosensorik basierend auf Glasfasertechnologie: Jüngste Fortschritte. Biosensoren 11, 305 (2021).

Artikel CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Cusano, A., Consales, M., Crescitelli, A. & Ricciardi, A. Lab-on-Fiber Technology (Springer, 2015).

Buchen Sie Google Scholar

Zhang, Y., Sun, Y., Cai, L., Gao, Y. & Cai, Y. Optische Fasersensoren zur Messung der Schwermetallionenkonzentration: Eine Übersicht. Messung 158, 107742 (2020).

Artikel Google Scholar

Ortega-Gomez, A. et al. Plasmonische Sensoren basierend auf geneigten Bragg-Gittern in mehradrigen optischen Fasern. Opt. Express 29, 18469–18480 (2021).

Artikel ADS CAS PubMed Google Scholar

Loyez, M., DeRosa, M., Caucheteur, C. & Wattiez, R. Überblick und neue Trends in der Aptasensierung optischer Fasern. Biosens. Bioelektron. 196, 113694 (2021).

Artikel PubMed CAS Google Scholar

Loyez, M. et al. Nachweis von HER2-Brustkrebs-Biomarkern mithilfe eines Sandwich-Glasfaser-Assays. Talanta 221, 121452 (2021).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Xiong, Y. & Xu, F. Multifunktionale Integration an Glasfaserspitzen: Herausforderungen und Chancen. Adv. Photonik 2, 064001 (2020).

Artikel ADS CAS Google Scholar

Lin, Y., Zou, Y., Mo, Y., Guo, J. & Lindquist, RG Mit Elektronenstrahlen strukturierte Gold-Nanopunkt-Arrays auf optischen Faserspitzen für die lokalisierte biochemische Erfassung von Oberflächenplasmonresonanzen. Sensoren 10, 9397–9406 (2010).

Artikel ADS CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Lipomi, DJ et al. Strukturieren der Spitzen optischer Fasern mit metallischen Nanostrukturen mittels Nanoskiving. Nano Lett. 11, 632–636 (2011).

Artikel ADS CAS PubMed Google Scholar

Siegfried, T., Ekinci, Y., Martin, OJ & Sigg, H. Entwicklung von Metallhaftschichten, die die Plasmonenresonanzen nicht verschlechtern. ACS Nano 7, 2751–2757 (2013).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Sanders, M., Lin, Y., Wei, J., Bono, T. & Lindquist, RG Eine verbesserte LSPR-Faseroptik-Nanosonde für den hochempfindlichen Nachweis von Proteinbiomarkern. Biosens. Bioelektron. 61, 95–101 (2014).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Pisco, M. et al. Nanosphärenlithographie für Nanosonden mit optischen Faserspitzen. Lichtwissenschaft. Appl. 6, e16229 (2017).

Artikel CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Kim, H. et al. Lokalisierter Oberflächenplasmonresonanz-Biosensor unter Verwendung nanostrukturierter Goldpartikel auf der Oberfläche einer optischen Faser. Sens. Aktoren B Chem. 280, 183–191 (2019).

Artikel CAS Google Scholar

Consales, M. et al. Metaoberflächenverstärkte Labor-auf-Faser-Biosensoren. Laser Photonics Rev. 14, 2000180 (2020).

Artikel ADS CAS Google Scholar

Mitsui, K., Handa, Y. & Kajikawa, K. Optischer Faseraffinitätsbiosensor basierend auf lokalisierter Oberflächenplasmonresonanz. Appl. Physik. Lette. 85, 4231–4233 (2004).

Artikel ADS CAS Google Scholar

Ortega-Gomez, A. et al. Cytochrom c-Nachweis durch plasmonische Nanospektroskopie auf optischen Faserfacetten. Sens. Aktoren B Chem. 330, 129358 (2021).

Artikel CAS Google Scholar

Barroso, J. et al. Selektive ultraempfindliche optische Faser-Nanosensoren basierend auf der Übertragung von Plasmonenresonanzenergie. ACS Sens. 5, 2018–2024 (2020).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Camara, AR et al. Dengue-Immunoassay mit einem LSPR-Glasfasersensor. Opt. Express 21, 27023–27031 (2013).

Artikel ADS PubMed CAS Google Scholar

Sciacca, B. & Monro, TM Dip-Biosensor basierend auf lokalisierter Oberflächenplasmonenresonanz an der Spitze einer optischen Faser. Langmuir 30, 946–954 (2014).

Artikel CAS PubMed Google Scholar

Äh, M. et al. Herstellung eines lokalisierten Oberflächenplasmonenresonanzsensors basierend auf einer optischen Faser und einem mikrofluidischen Kanal. J. Nanosci. 17, 1083–1091 (2017).

CAS Google Scholar

Kim, H., Park, J., Jeong, DH, Lee, H. & Lee, S. Echtzeit-Nachweis prostataspezifischer Antigene mithilfe eines äußerst zuverlässigen faseroptischen lokalisierten Oberflächenplasmonresonanzsensors in Kombination mit einem Mikrofluidikkanal. Sens. Aktoren B Chem. 273, 891–898 (2018).

Artikel CAS Google Scholar

Xu, Y., Xiong, M. & Yan, H. Ein tragbarer optischer Faserbiosensor zum Nachweis von Zearalenon basierend auf der lokalisierten Oberflächenplasmonresonanz. Sens. Aktoren B Chem. 336, 129752 (2021).

Artikel CAS Google Scholar

Kim, H., Park, J. & Lee, S. Herstellung und Messung eines faseroptischen lokalisierten Oberflächenplasmonresonanz-Sensorchips für die molekulare Diagnostik. Sens. Aktoren A Phys. 331, 112982 (2021).

Artikel CAS Google Scholar

Jeong, H., Lee, S., Park, J., Erdene, N. & Jeong, D. Herstellung eines faseroptischen lokalisierten Oberflächenplasmonresonanzsensors und seine Anwendung zum Nachweis der Antikörper-Antigen-Reaktion von Interferon-Gamma. Opt. Ing. 50, 124405 (2011).

Artikel ADS Google Scholar

Jeong, H., Erdene, N., Park, J., Jeong, D. & Lee, S. Analyse eines faseroptischen lokalisierten Oberflächenplasmonresonanzsensors durch Steuerung der Bildung von Goldnanopartikeln und ihrer Bioanwendung. J. Nanosci. 12, 7815–7821 (2012).

CAS Google Scholar

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LB-D., FB-L. und AC-S. danken der spanischen Regierung, dem Ministerium für Wirtschaft und Wettbewerbsfähigkeit (MINECO), für die finanzielle Unterstützung mit der Zuschuss-Nr. DNASURF (H2020-MSCA-RISE-778001) PID2020-120313GB-I00/AIE/10.13039/501100011033. Sie bedanken sich auch für die finanzielle Unterstützung durch das Bildungsministerium der baskischen Regierung, Zuschuss Nr. IT1271-19. FB-L. und LB-D. danken dem „Spanish Microfluidics Network RED2018-102829-TJV, JZ und AO-G /Eusko Jaurlaritza IT1452-22, ELKARTEK KK-2021/00092 und ELKARTEK KK-2021/108“. AC-S. dankt der Universität des Baskenlandes für die Finanzierung Land durch Grant PIF17/17 und AO-G von MINECO. Alle Autoren sind dankbar für die technische und personelle Unterstützung durch die Advanced Research Facilities (SGIker) der Universität des Baskenlandes UPV/EHU mit dem Verbundprojekt COLAB19/0 EHU.

Diese Autoren haben gleichermaßen beigetragen: Alba Calatayud-Sanchez und Angel Ortega-Gomez.

Mikrofluidik-Cluster UPV/EHU, BIOMICs Microfluidics Group, Forschungszentrum Lascaray, Universität des Baskenlandes UPV/EHU, Vitoria-Gasteiz, Spanien

Alba Calatayud-Sanchez, Javier Barroso und Lourdes Basabe-Desmonts

Abteilung für Kommunikationstechnik, Universität des Baskenlandes UPV/EHU, Bilbao, Spanien

Angel Ortega-Gomez, Joseba Zubia und Joel Villatoro

Mikrofluidik-Cluster UPV/EHU, Analytische Mikrosysteme und Materialien für Lab-On-a-Chip (AMMa-LOAC), Abteilung für Analytische Chemie, Universität des Baskenlandes UPV/EHU, Leioa, Spanien

Alba Calatayud-Sanchez und Fernando Benito-Lopez

BIOARABA Health Research Institute, Mikrofluidik-Cluster UPV/EHU, Vitoria-Gasteiz, Spanien

Fernando Benito-Lopez & Lourdes Basabe-Desmonts

BCMaterials, Baskisches Zentrum für Materialien, Anwendungen und Nanostrukturen, UPV/EHU Science Park, Leioa, Spanien

Fernando Benito-Lopez & Lourdes Basabe-Desmonts

IKERBASQUE, Baskische Stiftung für Wissenschaft, Bilbao, Spanien

Joel Villatoro & Lourdes Basabe-Desmonts

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AC-S. und AO-G. trug gleichermaßen zu dieser Arbeit bei, verfasste das Manuskript, gestaltete die Arbeit, beschaffte die Daten und interpretierte die Ergebnisse. JB hat das Manuskript entworfen und überarbeitet. FB-L. und JZ interpretierten die Ergebnisse und überarbeiteten das Manuskript. JV und LB-D. konzipierten die Arbeit, interpretierten die Ergebnisse, redigierten das Manuskript und sind die korrespondierenden Autoren.

Korrespondenz mit Joel Villatoro oder Lourdes Basabe-Desmonts.

Die Autoren geben an, dass keine Interessenkonflikte bestehen.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Calatayud-Sanchez, A., Ortega-Gomez, A., Barroso, J. et al. Ein Verfahren zur kontrollierbaren Herstellung von lokalisierten Oberflächenplasmonresonanzsensoren auf Glasfaserbasis. Sci Rep 12, 9566 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-13707-y

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Eingegangen: 05. Mai 2021

Angenommen: 26. Mai 2022

Veröffentlicht: 10. Juni 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-13707-y

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