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Jan 18, 2024

Hochempfindlicher, konischer, optischer Faser-Brechungsindex-Glukosesensor

Wissenschaftliche Berichte Band 13,

Scientific Reports Band 13, Artikelnummer: 4495 (2023) Diesen Artikel zitieren

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Brechungsindexsensoren (RI) sind für die markierungsfreie optische Biosensorik von großem Interesse. Ein TOF-RI-Sensor (Tapered Optical Fiber) mit Taillendurchmessern im Mikrometerbereich kann die Sensorempfindlichkeit erheblich verbessern, indem er das Modenvolumen über eine große Entfernung reduziert. Hier wird eine einfache und schnelle Methode zur Herstellung hochempfindlicher Brechungsindexsensoren auf Basis der lokalisierten Oberflächenplasmonenresonanz (LSPR) verwendet. Zwei TOFs (l = 5 mm) mit Taillendurchmessern von 5 µm und 12 µm zeigten eine Empfindlichkeitssteigerung bei λ = 1559 nm für die Glukosemessung (5–45 Gew.-%) bei Raumtemperatur. Die optische Leistungsübertragung nahm mit zunehmender Glucosekonzentration aufgrund der Wechselwirkung des sich im evaneszenten Feld ausbreitenden Lichts mit Glucosemolekülen ab. Die Beschichtung des TOF mit Goldnanopartikeln (AuNPs) als aktive Schicht für die Glukoseerkennung erzeugte LSPR durch die Wechselwirkung der evaneszenten Welle mit AuNPs, die an der konischen Taille abgelagert waren. Die Ergebnisse zeigten, dass der TOF (Ø = 5 µm) eine verbesserte Sensorleistung mit einer Empfindlichkeit von 1265 %/RIU im Vergleich zum TOF (Ø = 12 µm) mit 560 %/RIU gegenüber Glukose aufwies. Die AuNPs wurden mittels Rasterelektronenmikroskopie und Ultraviolett-sichtbarer Spektroskopie charakterisiert. Das mit AuNPs dekorierte TOF (Ø = 12 µm) zeigte eine hohe Empfindlichkeit von 2032 %/RIU gegenüber Glucose. Der mit AuNPs dekorierte TOF-Sensor zeigte eine fast vierfache Empfindlichkeitssteigerung gegenüber TOF (Ø = 12 µm) mit einem RI im Bereich von 1,328 bis 1,393. Der hergestellte TOF ermöglichte die hochempfindliche Glukoseerkennung mit guter Stabilität und schneller Reaktion, was zu hochempfindlichen Biosensoren der nächsten Generation für reale Anwendungen wie die Krankheitsdiagnose führen könnte.

Eine der größten Herausforderungen der modernen Medizin ist die Entwicklung kostengünstiger Technologien, die eine Krankheit zeitnah und genau diagnostizieren können und unbeeinflusst von elektromagnetischen Störungen (EMI) sind. Der markierungsfreie optische Sensor bietet einen vielversprechenden Ansatz für die biochemische Sensorik in nahezu jeder Umgebung, auch in solchen mit EMI1,2,3. Die meisten Bindungsereignisse wie DNA-Hybridisierung, Antikörper-Antigen-Erkennung, chemische Reaktionen und Konzentrationsänderungen führen normalerweise zu Veränderungen in der Umgebung des optischen Sensors und verändern bekanntermaßen den Brechungsindex (RI) der Sensorumgebung. Darüber hinaus kann diese Änderung des RI die Erkennungsfähigkeit der Biosensoren quantitativ widerspiegeln. Daher ist die Messung der kleinen Veränderungen des RI, die sich aus einem biochemischen Prozess ergeben können, für die Biomarkererkennung von entscheidender Bedeutung4,5. Auf Glasfaser basierende RI-Sensoren zeichnen sich durch kennzeichnungsfreie Sensoren mit einer Vielzahl von Konfigurationen aus. Die gebräuchlichsten faserbasierten RI-Sensoren sind Bragg-Gitterstrukturen (FBG)6, langperiodische Gitter (LPG), die ein Mach-Zehnder-Interferometer bilden7, Mikrointerferometer auf Basis chemischer Ätzung8 sowie mikrostrukturierte Fasern9 und konische optische Fasern10.

Das Material der optischen Faser ist in der Regel Siliziumdioxid, das ungiftig, umweltfreundlich und viel korrosionsbeständiger als die meisten Materialien ist und sich daher gut für die Sensorik in rauen Umgebungen eignet. Optische Fasern bieten eine hervorragende Vielseitigkeit bei der Sensorik, da sie mit verschiedenen Materialien (Polymere, Nanomaterialien usw.) dekoriert werden können oder einfach durch Änderung der Faserkonfiguration (Interferometer, Optrode, Flüstergaleriemodus usw.) können. In letzter Zeit haben konische optische Fasern (TOF) aufgrund ihrer einfachen Herstellung und verbesserten optischen Eigenschaften große Aufmerksamkeit auf sich gezogen11,12,13. TOF erzeugt eine bemerkenswert hohe optische Intensität über eine große Entfernung von mehreren Millimetern bis zu einigen Zentimetern. Die lange Wechselwirkungslänge und die hohe Intensität des TOF können die Licht-Materie-Wechselwirkung verstärken und dadurch die Empfindlichkeit des Sensors erhöhen. Obwohl es verschiedene Ansätze zur Herstellung von TOFs gibt, wie in Tabelle 1 dargestellt, wird am häufigsten die Flammenbürstenmethode verwendet, bei der eine optische Singlemode- oder Multimode-Glasfaser ohne Ummantelung in der Mitte der Faser erhitzt und gleichzeitig die Faser gedehnt wird an beiden Enden, um eine symmetrische „Taille“ in der Faser zu erzeugen10. Dies ist der einfachste und kostengünstigste Ansatz zur Herstellung eines TOF.

Darüber hinaus wurde mithilfe der nichtlinearen Spektroskopie mit extrem niedrigem Leistungsniveau gezeigt, dass TOFs weniger als 100 Photonen gleichzeitig im Wechselwirkungsbereich (konisch) enthalten14. Diese niedrige Strahlungsdosis kann auch das Risiko einer Probenschädigung in der Sensorumgebung verringern. Ein weiterer wichtiger Vorteil der Verwendung von TOF besteht darin, dass sie im Laufe der Zeit sehr stabil sind und sich durch Flüssigkeitsbewegung selbst reinigen können15. Für die biochemische Sensorik wurden TOF-Systeme beschrieben16,17,18,19,20,21,22,23. Darüber hinaus wurde berichtet, dass die Funktionalisierung von Nanopartikeln auf TOF die Eigenschaft von RI-Sensoren auf Glasfaserbasis verbessert, indem eine lokalisierte Oberflächenplasmonenresonanz (LSPR) erzeugt wird, die die Elektronen in den Nanopartikeln dazu bringt, eine oszillierende Kopplung mit der evaneszenten Welle zu erzeugen, was zu einer signifikanten Änderung führt Brechungsindex24. Es wurde berichtet, dass verschiedene Arten von Nanopartikeln wie Gold und Silber25,26, magnetische Nanopartikel27,28, kohlenstoffbasierte Nanopartikel29,30, Latex-Nanopartikel31 und Liposomen-basierte Nanopartikel32 das oberflächenplasmonische Resonanzsignal für die Zielanalytdetektion verstärken. AuNPs werden aufgrund ihrer starken Induktion der plasmonischen Oberflächenresonanz und ihrer Biokompatibilität häufig zur Funktionalisierung von TOF verwendet. Darüber hinaus sind AuNPs stabil und resistent gegen Oxidation, was sie für Langzeitanwendungen haltbarer macht. Lin et al.17 demonstrierten einen lokalisierten Oberflächenresonanz-TOF-Sensor unter Verwendung von AuNPs. Es wurde ein Taillendurchmesser von 48 μm und eine Länge von 1,25 mm erreicht und anschließend mit AuNPs dekoriert. Es wurde eine Sensitivität von 380 %/RIU mit einem RI im Bereich von 1,333 bis 1,403 gemeldet. Tai und Wei33 demonstrierten eine Intensitätsempfindlichkeit von bis zu 8000 %/RIU unter Verwendung einer konischen Faserspitze, um die Empfindlichkeit optischer Fasersensoren aufgrund der Nanometerspitze weiter zu erhöhen. Die Brechungsindexsensoren mit konischen Fasern zeigen eine hervorragende Empfindlichkeit mit einer schnellen Reaktionszeit bei der lokalen Änderung des Brechungsindex in Echtzeit, was ein enormes Potenzial für die markierungsfreie Biosensorik bietet.

Forschungsbemühungen mit TOF-basierten RI-Sensoren haben zu Geräten mit unterschiedlicher Empfindlichkeit und Reproduzierbarkeit geführt. Um diese Einschränkung zu überwinden, untersucht dieser Artikel unterschiedliche Durchmesser der konischen Taille bei einer langen Taillenlänge und die Kopplung von AuNPs im Bereich der konischen Taille, um das evaneszente Feld zur Verbesserung der Wirksamkeit der Lichtkopplung und damit der Empfindlichkeit zu nutzen. Zur Glukosemessung wurden zwei TOF-RI-Sensoren mit einer größeren Taillenlänge (l = 5 mm) und kleineren Taillendurchmessern von 5 µm und 12 µm hergestellt. Der Taillendurchmesser ist entscheidend für die Verbesserung der TOF-Empfindlichkeit. Der TOF (Ø = 5 µm) weist im Vergleich zum TOF (Ø = 12 µm) eine deutlich verbesserte Fähigkeit zur Glukoseerkennung auf. Der TOF (Ø = 12 µm) lässt sich jedoch leicht herstellen und ist sehr langlebig. AuNPs wurden hergestellt und zur Dekoration der Oberfläche des TOF (Ø = 12 µm) zur Erhöhung der Empfindlichkeit verwendet. Für den RI-Nachweis von Glucose wurde eine Leistung von weniger als 100 nW verwendet. Diese Ultra-Low-Power-Sensorik lieferte experimentelle Beweise für eine empfindliche TOF-RI-Detektion bei längeren Wellenlängen (1559 nm) mit einer Empfindlichkeit von 2032 %/RIU gegenüber Glucose mit einem linearen RI-Bereich von 1,328–1,393. Dies ist auf die einzigartigen Eigenschaften von AuNPs zurückzuführen, wie z. B. ihre optische Absorption und spezifische Oberfläche, die die Licht-Materie-Wechselwirkung verstärken. Die Detektion bei längeren Wellenlängen zeigte eine hervorragende Empfindlichkeit im LSPR-Werkszustand und in anderen gemeldeten SPR-Systemen34,35. TOF-Sensoren können als vielversprechende Kandidaten für die nicht-invasive Glukoseüberwachung im Gesundheitswesen und in der Bioverarbeitungsindustrie dienen36,37,38,39.

Der Versuchsaufbau ist in Abb. 1 dargestellt. Der TOF-Sensorbereich wurde über dem Canyonboden aufgehängt und vollständig in den Zielanalyten eingetaucht. Das Eingangslicht (Thorlabs ASE-FL7002 White Light Test Source, 1530–1610 nm) breitete sich über einen optischen Abschwächer und Polarisationsregler durch den TOF aus. Die Lichtausgabe wurde an einen optischen Spektrumanalysator (Thorlabs OSA203C Fourier Transform Optical Spectrum Analyzer, 1,0–2,6 µm) gekoppelt. Der TOF umfasste einen Übergangsbereich mit einem glatten linearen Verjüngungsprofil und einem kleinen gleichmäßigen Taillendurchmesser (Ø = 5 µm oder Ø = 12 µm). Es wurde eine Reihe wässriger Glucoselösungen mit Massenverhältnissen im Bereich von 0 bis 45 Gew.-% hergestellt. Der entsprechende RI bei 1559 nm wurde erhalten.

Versuchsaufbau zur Glukosemessung.

Abbildung 2A zeigt das UV-Vis-Absorptionsspektrum der Citrat-bedeckten AuNPs in Wasser. Während der AuNP-Synthese reduziert Citrat Au(III) zu Au. Die AuNPs weisen einen starken Absorptionspeak bei 524 nm auf. Der Absorptionspeak lässt darauf schließen, dass AuNPs etwa 24–33 nm groß sind und stimmt mit früheren Berichten überein40,41,42. Abbildung 2B zeigt das Rasterelektronenmikroskopbild (REM) des bloßen TOF- und AuNPs-dekorierten TOF-RI-Sensors zur Bestätigung der Chemisorption von AuNPs.

(A) UV-Vis-Spektren der synthetisierten Goldnanopartikel (AuNPs). (B) Rasterelektronenmikroskopie (SEM) von nacktem und AuNPs-dekoriertem TOF.

Die vergleichende Analyse der optischen Spektrendaten zeigt, dass die beiden TOFs mit Taillendurchmessern von 5 µm (Abb. 3A) und 12 µm (Abb. 3B) die Ausgangsleistung des RI-Sensors liefern. Die Leistungsabgabereaktion für die reinen TOFs wird über den Wellenlängenbereich des nahen Infrarots (NIR) von 1520–1630 nm beobachtet. Bei Exposition gegenüber verschiedenen Glukosekonzentrationen (5–45 Gew.-%) nimmt die Leistungsabgabereaktion mit zunehmender Glukosekonzentration ab. Der beobachtete Trend stimmt mit früheren Berichten für andere Biomoleküle überein40,41. Die optischen Spektren wurden durch Integration der Fläche unter der Leistungsabgabekurve verarbeitet, um die entsprechenden normalisierten Leistungsintensitätskurven zu erzeugen, die in Abb. 3C, D dargestellt sind. Bei der Peakwellenlänge von 1559 nm ist der Intensitätsabfall für jede Glukosekonzentration deutlich zu beobachten. Nach Änderung der Polarisation des Lichts wurde keine unbedeutende Änderung in den Spektren beobachtet. Dies weist darauf hin, dass die TOF-RI-Erfassung polarisationsunempfindlich ist, was sie praktischer macht43.

Optische Spektren von nackten TOF-Sensoren in unterschiedlichen Massenanteilen von Glucoselösungen. (A) TOF (Ø = 5 μm Durchmesser) und (B) TOF (Ø = 12 μm Durchmesser). (C,D) Entsprechende normalisierte Intensitätsspektren.

Der TOF mit einem größeren Taillendurchmesser zeigte eine bessere Zuverlässigkeit bei verringerter Empfindlichkeit. Um die Empfindlichkeit zu verbessern, wurde daher die Oberfläche der Fasertaille mit AuNPs beschichtet. Aus den AuNPs-dekorierten TOF-Spektren (Ø = 12 µm) (Abb. 4A) geht hervor, dass die anfängliche Ausgabe des Sensors in Glucose aufgrund der AuNPs-Beschichtung hoch ist. Dies wird auf die von Natur aus große Oberfläche der AuNPs und des LSPR zurückgeführt, die die Wechselwirkung von Glucosemolekülen mit der Sensorregion verstärken und dadurch das evaneszente Feld dramatisch verändern. Die verbesserte Eindringtiefe des evaneszenten Feldes wird durch den RI moduliert und ermöglicht eine intensivere Leistungsabgabe als die bloßen TOFs. Wenn der RI abnimmt, nimmt die Eindringtiefe der evaneszenten Oberflächenwellen ab, was zu einer geringen Wechselwirkung zwischen dem evaneszenten Feld und den Glucosemolekülen und einer geringen Leistungsabgabe im Detektionsspektrum führt. Die entsprechenden normalisierten Leistungsintensitätskurven in Abb. 4B zeigen, dass die AuNPs-Beschichtung die Empfindlichkeit des TOF-RI-Sensors erheblich erhöht und das Auftreten der Wechselwirkung von Glucosemolekülen mit der Erfassungsregion weiter veranschaulicht. Abbildung 5 zeigt die Kalibrierungskurve für die nackten TOF- und die mit AuNPs dekorierten TOF-Sensoren. Der TOF mit kleinerem Taillendurchmesser (Ø = 5 µm) zeigte eine Empfindlichkeit von 1265 %/RIU im Vergleich zu 560 %/RIU für TOF (Taillen-Ø = 12 µm) bei λ = 1559 nm, wie in Abb. 5A gezeigt. Die höhere Empfindlichkeit gegenüber Glukose wurde aufgrund der verstärkten evaneszenten Feldwechselwirkungen mit Glukose beobachtet, die mit dem TOF mit kleinerem Taillendurchmesser erreicht wurden. Die Intensitätsempfindlichkeit des TOF-Sensors ergibt sich aus33:

(A) Optische Spektren von mit AuNPs dekorierten TOF-Sensoren (Ø = 12 μm Durchmesser) in verschiedenen Massenanteilen von Glucoselösungen und (B) entsprechende normalisierte Intensitätsspektren.

(A) Änderungen der Leistungsintensität gegenüber dem Brechungsindex von bloßen TOFs (rot und blau) und mit AuNPs dekorierten TOFs bei λ = 1559 nm. (B) Vergleich der Empfindlichkeit von TOF-RI-Sensoren.

Für das mit AuNPs dekorierte TOF wurde eine Empfindlichkeit von 2032 % RIU bei λ = 1559 nm beobachtet (Abb. 5A), was einer Steigerung um den Faktor ~ 4 im Vergleich zum bloßen TOF entspricht. Die AuNPs erzeugen ein LSPR-Signal mit hoher Empfindlichkeit, um geringfügige Änderungen in der Reaktion zu erkennen. Allerdings ist der mit AuNPs dekorierte TOF-Sensor bei 30 Gew.-% Glucose gesättigt, wobei der Peak bei 1559 nm verschwindet. Dies kann darauf zurückzuführen sein, dass Glukosemoleküle an der Sensorregion adsorbieren. Insgesamt erzeugten die mit AuNPs dekorierten TOFs deutlichere Änderungen der Leistungsabgabe als bloße TOFs. Die Empfindlichkeitssteigerung erstreckt sich über einen breiten Spektrumbereich (1540–1610 nm) und ist gleichmäßig. Darüber hinaus wurde die optische Leistung des TOF-Sensors im fertigen Zustand mit anderen RI-Sensoren auf Glasfaserbasis verglichen, die in verschiedenen Analyten getestet wurden, wie in Tabelle 2 zusammengefasst.

Als sich der gemessene RI von 1,32 auf 1,40 änderte, war die Änderung der Lichtintensität signifikanter, was darauf hindeutet, dass die AuNPs eine Empfindlichkeitssteigerung für TOF-RI-Sensoren bewirken können. AuNPs ermöglichen außerdem mehr Kontaktflächen für die Interaktion von Glukosemolekülen an der Sensoroberfläche. Für den TOF (Ø = 12 µm) wurde ein linearer RI-Bereich von 1,34–1,40 (r2 = 0,9254) und für den TOF (Ø = 5 µm) ein breiterer linearer Bereich von 1,32–1,40 (r2 = 0,9940) beobachtet. . Ein ähnlicher linearer Bereich von 1,328–1,393 (r2 = 0,9781) wurde für das mit AuNPs dekorierte TOF beobachtet und stimmt mit kürzlich berichteten faseroptischen RI-Sensoren überein oder übertrifft diese 17,44. Eine Heterocore-Faser zeigte eine Intensitätsempfindlichkeit von 57,2 %/RIU im Bereich von 1,334–1,377, und eine auf MXene-Nanoblättern basierende Heterocore-Faser zeigte eine Empfindlichkeit von 510,1 %/RIU im Bereich von 1,334–1,37744. Daher verstärkt der mit AuNPs dekorierte TOF-RI-Sensor das evaneszente Feld, um die RI-Änderung in der Sensorumgebung zu erkennen, wodurch sich der Sensor ideal für die Glukoseerkennung eignet. Abbildung 5B vergleicht die Empfindlichkeit der TOF-RI-Sensoren bei 1559 nm und 1590 nm. Diese einheitlichen Empfindlichkeiten weisen darauf hin, dass der mit AuNPs dekorierte TOF-RI-Sensor eine gute Option für die biochemische Detektion bei 1559 nm und 1590 nm ist.

Zusammenfassend haben wir die Verwendung von TOF als RI-Sensoren zur Erkennung verschiedener Glukosekonzentrationen beschrieben und demonstriert. Als die Glukosekonzentration von 5 auf 45 Gew.-% anstieg, nahm die Leistungsabgabeintensität des Sensors entsprechend ab. Darüber hinaus hängt die Empfindlichkeit des bloßen TOF stark von seinem Durchmesser ab und ist unempfindlich gegenüber Lichtpolarisation, was ideal für reale Anwendungen ist. Der bloße TOF-Sensor (Ø = 5 µm) zeigte bessere Erfassungsfähigkeiten als der bloße TOF-Sensor (Ø = 12 µm). Wir erreichten eine Intensitätssensitivität von 1265 %/RIU über den RI-Bereich von 1,328–1,393. Beim Dekorieren des TOF (Ø = 12 µm) mit AuNPs erhöhte sich die Empfindlichkeit des Sensors um das etwa Vierfache, obwohl der lineare RI-Bereich leicht abnahm. Die Sensitivität betrug 2032 %/RIU über den RI-Bereich von 1,328–1,379. Je kleiner der TOF des Taillendurchmessers war, desto empfindlicher reagierte der Sensor auf Veränderungen in der biochemischen Umgebung. Und die AuNP-Dekoration auf der TOF-Oberfläche führte zu einer Empfindlichkeitssteigerung aufgrund des hohen Oberfläche-zu-Volumen-Verhältnisses, das durch die AuNPs für die Adsorption von Biomolekülen und die Erzeugung einer lokalisierten Oberflächenplasmonresonanz ermöglicht wird. Die TOF-Herstellungsmethode (Ø = 12 µm) ist einfach, robust, reproduzierbar und kann leicht mit Nanomaterialien dekoriert werden, um die Sensorfähigkeit zu verbessern. Der mikrometergroße konische Fasersensor ist jedoch außerordentlich fragil und seine mechanische Festigkeit muss für reale Anwendungen verbessert werden. Zukünftige Arbeiten werden Möglichkeiten untersuchen, den TOF-RI-Sensor zur Erkennung von Bioerkennungsereignissen in biochemischen Prozessen zu verpacken.

Das TOF wurde durch die Hitze- und Zugmethode45 hergestellt. Kurz gesagt, die Faserbeschichtung an den beiden Enden und im Mittelteil einer handelsüblichen Standard-Lichtleitfaser (Thorlabs1060XP, Single Mode Optical Fiber, 980–1600 nm, Extra-High Performance, Ø125 µm Cladding, Ø5,8 µm Core) wurde sorgfältig durchgeführt entfernt und mit Aceton gereinigt. Eine Propan-Luft-Mischflamme wurde unter der blanken Faser platziert, wie in Abb. 6 dargestellt. Die blanken Faserenden wurden auf Faserhalter (Newport 125 µm Fibers, Serie 561) gelegt und von zwei Aerotech Pro115SL-Lineartischen gezogen, die von A3200-Controllern gesteuert wurden, um zu erreichen eine Tastlänge von 5 mm. Während des Ziehens wurde gleichzeitig die Übertragung der Faser überwacht. Das hergestellte TOF wurde in einer speziell angefertigten schluchtförmigen Teflonvorrichtung montiert und der Erfassungsbereich mit Aceton gereinigt, gefolgt von einer Spülung mit hochreinem entionisiertem (DI) Wasser13. Der Canyon enthält die Sensorflüssigkeit (Gesamtvolumen = 2 ml).

Schematische Darstellung der Wärme- und Zugmethode zur Herstellung der konischen optischen Faser.

Wie bereits von Ma et al.40 berichtet, wurden die Goldnanopartikel mithilfe einer chemischen Methode synthetisiert, wie in Abb. 7 dargestellt. Alle Glaswaren wurden mit frisch zubereitetem Königswasser (HCl:HNO3, 3:1) gereinigt. Die Vorläuferlösung wurde unter Verwendung von 0,01 g Gold(III)-chlorid-Trihydrat (HAuCl4·3H2O), gelöst in 100 ml entionisiertem Wasser (18,2 MΩ·cm), hergestellt und unter ständigem Rühren mit einem Magnetrührer auf einer Heizplatte zum Sieden gebracht. Unmittelbar nach dem Sieden wurden 3,2 ml einer 1 Gew.-%igen Trinatriumcitratlösung (Na3C6H5O7) schnell zugegeben und 10 Minuten lang gerührt. Das Na3C6H5O7 dient als Reduktions- und Verkappungsmittel bei der Nanopartikelsynthese. Die Farbe der Lösung änderte sich in diesem Zeitraum von Gelb zu Weinrot, was auf die schnelle Goldreduktion hinweist. Man ließ die Reaktionslösung auf Raumtemperatur abkühlen. Die erhaltenen AuNPs wurden zentrifugiert und in entionisiertem Wasser resuspendiert und bei Nichtgebrauch bei 4 °C gelagert. Die UV-Vis-Spektren von AuNPs-Proben wurden mittels UV-Vis-Absorptionsspektroskopie (Spectra Max M5-Mikroplattenlesegerät, Molecular Devices, LLC.) aufgezeichnet.

Synthese von Goldnanopartikeln (AuNPs) durch Natriumcitrat-Reduktionsmethode.

Anschließend wurde die TOF-Faser durch die Versalzungsverfahrensmethode47 funktionalisiert. Der Sensorbereich des TOF wurde mit Aceton gereinigt und anschließend mit entionisiertem Wasser gespült. Nach dem Trocknen wurde der Sensorbereich 30 Minuten lang in frisch zubereitete Piranha-Lösung (H2SO4:H2O2, 3:1) getaucht und gründlich mit entionisiertem Wasser gespült, bevor er 30 Minuten lang bei 90 °C getrocknet wurde. Nach dem Trocknen wurde das TOF 24 Stunden lang bei Raumtemperatur mit einer 1 %igen (v/v) Lösung von 3-Aminopropyltriethoxysilan (APTES) in Ethanol behandelt. Das APTES-funktionalisierte TOF wurde mit Ethanol gespült, gefolgt von einer Spülung mit entionisiertem Wasser, um alle ungebundenen APTES zu entfernen, und an der Luft getrocknet. Das funktionalisierte TOF wurde in 2 ml der synthetisierten AuNP-Lösung 8 Stunden lang bei Raumtemperatur inkubiert, um eine Beschichtung aus AuNPs auf dem TOF-Erfassungsbereich zu bilden. Das mit AuNPs dekorierte TOF wurde mit entionisiertem Wasser gespült und zur RI-Erkennung verwendet. Die Verwendung von Organosilanen führt zu einer sehr robusten Monoschichtintegration metallischer Nanopartikel über der konischen optischen Faser, basierend auf der Chemisorption von Nanopartikeln48.

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

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Die in diesem Artikel vorgestellte Forschung wurde durch die National Science Foundation Award 1921363 und 1921364 unterstützt. Die Autoren danken dem Personal des Micron-NSU Nanofabrication Cleanroom sowie Dr. Sangram Pradhan und Dr. Messaoud Bahoura am Marie V. McDemmond Center for Applied Research (MCAR). ) für ihre Unterstützung bei der Materialcharakterisierung.

Diese Autoren haben gleichermaßen beigetragen: Erem Ujah und Meimei Lai.

Zentrum für Bioelektronik, Old Dominion University, Norfolk, VA, 23508, USA

Erem Ujah, Meimei Lai und Gymama Slaughter

Fakultät für Elektrotechnik und Informationstechnik, Old Dominion University, Norfolk, VA, 23508, USA

Erem Ujah & Gymama Massaker

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GS und ML hatten die Idee; ML und EU stellten die konischen optischen Fasern her, führten die optischen Experimente durch und sammelten die Ergebnisse; ML, EU und GS beteiligten sich an der Datenanalyse und verfassten das Manuskript. Alle Autoren haben das Manuskript überprüft.

Korrespondenz mit Gymama Slaughter.

Die Autoren geben an, dass keine Interessenkonflikte bestehen.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Ujah, E., Lai, M. & Slaughter, G. Ultraempfindlicher, konischer, optischer Faser-Brechungsindex-Glukosesensor. Sci Rep 13, 4495 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-31127-4

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Eingegangen: 26. Januar 2023

Angenommen: 07. März 2023

Veröffentlicht: 18. März 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-023-31127-4

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