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Development of Liquid-Phase Bioassay Using AC Susceptibility Measurement of Magnetic Nanoparticles
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Développement d'un essai biologique en phase liquide utilisant la mesure de la susceptibilité AC des nanoparticules magnétiques

Takako MIZOGUCHI, Akihiko KANDORI, Keiji ENPUKU

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Résumé:

Les tests simples et rapides dans les cliniques médicales sont devenus de plus en plus importants. Des techniques de détection magnétique ont été développées pour détecter des biomarqueurs à l'aide de nanoparticules magnétiques dans des analyses en phase liquide. Nous avons développé un test de biomarqueurs qui implique l'utilisation d'un système de mesure de la susceptibilité au courant alternatif (AC) qui utilise des particules magnétiques fonctionnelles et une technologie de détection magnétique. Nous avons également développé un équipement compact de mesure des biomarqueurs pour permettre des tests rapides. Notre test est un test homogène en une étape qui consiste simplement à mélanger un échantillon avec un réactif, réduisant ainsi la durée du test et simplifiant le traitement. À l'aide de notre équipement de mesure compact, qui comprend des capteurs à magnétorésistance anisotrope (AMR), nous avons effectué des mesures à haute sensibilité de quantités extrêmement faibles de deux biomarqueurs (protéine C-réactive, CRP et α-fétoprotéine, AFP) utilisés pour diagnostiquer l'artériosclérose et les tumeurs malignes. . Les résultats indiquent qu'une quantité extrêmement faible de CRP et d'AFP a pu être détectée en 15 minutes, ce qui a démontré la possibilité d'un test immunologique à haute sensibilité simple et rapide impliquant l'utilisation d'un système de mesure de la sensibilité à l'AC.

Publication
IEICE TRANSACTIONS on Electronics Vol.E107-C No.6 pp.183-189
Date de publication
2024/06/01
Publicisé
2023/11/21
ISSN en ligne
1745-1353
DOI
10.1587/transele.2023SEP0001
Type de manuscrit
Special Section PAPER (Special Section on Current Situation of Ultra-High Sensitivity Magnetic Sensors and Measurement Techniques: Present Location of SQUID Sensors)
Catégories

1. Introduction

La détection rapide de biomarqueurs à l’aide de particules magnétiques est nécessaire pour un diagnostic précoce d’une maladie aiguë. Les particules magnétiques fonctionnelles sont largement utilisées dans les domaines des soins médicaux et de la biotechnologie. Une particule magnétique fonctionnelle est un type de particule magnétique qui peut être liée à diverses substances en ajoutant un groupe fonctionnel, un anticorps, un ligand, etc. à sa surface. Des expériences ont été menées sur la détection de protéines ou de cellules liées à de telles particules en quantifiant la concentration de particules magnétiques à l'aide d'une technologie de détection [1]-[7]. Parallèlement aux progrès des particules magnétiques, de nombreuses techniques de détection magnétique ont été développées pour détecter des biomarqueurs utilisant des nanoparticules magnétiques (MNP) dans des analyses en phase liquide, des mesures de perméabilité magnétique [8]-[15], des mesures par spectroscopie de particules magnétiques [16], et mesures de magnétorelaxation [17]-[24]. La rémanence des MNP liés a été mesurée pour détecter la concentration de biomarqueurs en appliquant des champs magnétiques à courant continu (DC). Dans une telle mesure, le problème est que le magnétisme résiduel des MNP non liés provoque une agrégation non spécifique en raison de l’application de forts champs magnétiques CC.

Nous développons une application de mesure de la susceptibilité AC des MNP pour détecter des biomarqueurs [25], [26]. La fréquence du champ magnétique CA d'excitation est utilisée comme signal de référence, et le signal du marqueur magnétique est détecté par verrouillage pendant la mesure de la susceptibilité CA. Par conséquent, il est moins affecté par le champ magnétique continu du géomagnétisme et des appareils électroniques et élimine le besoin d'un bouclier magnétique coûteux. Nous avons également développé un test de biomarqueurs qui implique l'utilisation d'un système de mesure de susceptibilité au courant alternatif utilisant un capteur HTS-SQUID [25] et des capteurs à magnéto-résistance anisotrope (AMR) [26]. Un système de mesure de la susceptibilité AC lie les cellules ou les protéines en phase liquide aux particules magnétiques et applique la relaxation brownienne pour réaliser un test homogène en une étape qui consiste simplement à mélanger un échantillon avec un réactif. Les tests homogènes permettent des tests simples et rapides, de sorte que leur application aux soins médicaux d'urgence sur site, par exemple le diagnostic de l'infarctus du myocarde, est anticipée. À cet égard, la protéine C-réactive (CRP, MW 110,000 19) est un biomarqueur inflammatoire typique qui peut être utilisé pour diagnostiquer diverses maladies infectieuses, notamment la COVID-27, ou l’infarctus du myocarde [29]-[XNUMX]. Il a été rapporté que l'état d'artériosclérose peut être déterminé en testant des quantités infimes de CRP (\(\sim\)0.1 \(\mu\)g/ml). Nous avons étudié la détection de \(\alpha\)-Fetoprotéine (AFP, MW 72,000 30), un type de marqueur tumoral. Les marqueurs tumoraux sont utilisés pour diagnostiquer les tumeurs malignes et permettent des tests rapides dans les hôpitaux [33]-[400]. L'AFP est une protéine sérique spécifique du fœtus et augmente dans le sang des patients diagnostiqués avec un cancer du foie. Le cancer du foie peut être diagnostiqué lorsque la concentration d'AFP dans le sang dépasse XNUMX ng/mL (\(5.0\times 10^{-12}\) mole/mL).

Dans le contexte ci-dessus, nous avons développé un test de biomarqueur qui implique l’utilisation d’un système de mesure de sensibilité au courant alternatif et développé un équipement de mesure compact comprenant des capteurs AMR pour des tests rapides. Nous soutenons que cet équipement peut être utilisé pour effectuer des tests de biomarqueurs homogènes en une seule étape, très sensibles à des quantités extrêmement faibles de CRP et d'AFP.

2. Système de mesure de la sensibilité au courant alternatif

2.1 Principe de mesure

Un test de biomarqueur implique l’utilisation d’un système de mesure de la sensibilité à l’AC. Un tel système utilise deux types de particules, des billes de polystyrène et des MNP, de tailles de particules différentes. Ces particules diffèrent considérablement en taille pour détecter la différence des temps de relaxation brownienne provenant de la différence entre les diamètres de ces particules. Le principe de ce système de mesure est illustré à la figure 1. Le système cible un échantillon en phase liquide en utilisant deux types de particules, comme le montre la figure. Un type est une bille de polystyrène ayant un diamètre à l’échelle micrométrique qui immobilise les anticorps de « capture » à sa surface. L’autre type est une particule magnétique ayant un diamètre à l’échelle nanométrique qui immobilise un anticorps de « détection » à sa surface. Ces deux types de particules d'anticorps sont utilisées pour se lier à un antigène (CRP), cible de détection, par une réaction antigène-anticorps (méthode sandwich). Étant donné que les anticorps de capture et de détection reconnaissent chacun différents épitopes antigéniques, un système de détection de biomarqueurs hautement spécifique doit être construit. Ce qui entraînerait un état dans lequel les particules magnétiques liées aux billes de polystyrène via les antigènes CRP coexisteraient dans la phase liquide avec des particules magnétiques excédentaires non liées aux billes de polystyrène.

Fig. 1  Principe du système de mesure de la sensibilité à l'AC pour la détection de biomarqueurs à l'aide de billes de polystyrène et de MNP.

Un champ magnétique alternatif ayant une fréquence spécifique est appliqué à un échantillon, le diamètre global des MNP liés aux billes (MNP liés) est grand, allongeant le temps de relaxation brownienne. \(\tau_B\) (\(> 1\) s). Le diamètre des MNP non liés est cependant petit, ce qui raccourcit \(\tau_B\) (\(< 1\) MS). Le comportement de ces MNP est exprimé par leur susceptibilité magnétique AC en termes de \(\chi'\) suivant le champ magnétique (composante réelle) et retardé de phase \(\chi''\) (composante imaginaire) respectivement donnée par

\[\begin{align} & \chi'(\omega) = \frac{\chi_0}{1+ (\omega \tau_B)^2} + \chi_{\infty} \tag{1} \\ & \chi''(\omega) = \frac{\omega \tau_B \chi_0}{1+ (\omega \tau_B)^2} \tag{2} \end{align}\]

La quantité de MNP avec des anticorps immobilisés peut être déterminée en mesurant les caractéristiques de réponse en fréquence de la susceptibilité à l'AC dans une bande de fréquences appropriée pour les MNP d'une taille spécifique. La figure 2 montre la dépendance en fréquence des particules magnétiques pour les composantes réelles et imaginaires de la susceptibilité au courant alternatif. La figure montre des particules monodispersées idéales avec une taille de particule de 3 \(\mu\)m pour les billes de polystyrène (complexes liés à l'antigène et aux MNP) et 30 nm pour les MNP. Les complexes liés aux MNP ont de grosses particules avec une bande de fréquence de 1 Hz ou moins, mais les MNP seuls ont une petite taille de particule de 30 nm, donc la bande de fréquence de susceptibilité au courant alternatif est de 100 Hz ou plus. Il est donc possible de mesurer des MNP uniques de plusieurs dizaines de nanomètres en effectuant une excitation et une détection avec un champ magnétique alternatif à 100 Hz ou plus.

Fig. 2  Bande passante du signal pour des perles de différents diamètres.

2.2 Équipement d'analyse

Nous avons précédemment développé un équipement de détection de biomarqueurs de paillasse qui implique l'utilisation d'un système de mesure de la susceptibilité au courant alternatif (illustré sur la Fig. 3 (a)) [26]. Pour réduire davantage le poids et la taille, nous avons développé un équipement de mesure compact permettant de réaliser plus facilement des analyses de biomarqueurs impliquant l'utilisation d'un système de mesure de sensibilité au courant alternatif. Nous avons réduit l'équipement au format papier A4 (\(\text{W290} \times \text{D310} \times \text{H130}\)) et installé une bobine d'excitation et des capteurs magnétiques AMR (HMC1001, Honeywell) ainsi qu'un circuit imprimé à l'intérieur de l'équipement (illustré sur les figures 3 (b) (c)). Nous avons choisi le capteur AMR non seulement en raison de sa haute sensibilité, mais également parce que sa taille et ses fonctionnalités étaient adaptées à la mesure actuelle.

Fig. 3  Équipement de détection de biomarqueurs : (a) type de paillasse, (b) type compact, (c) transfert d'échantillons d'un équipement compact.

Cet équipement permet d'effectuer un test de biomarqueur qui implique l'utilisation d'un système de mesure de susceptibilité au courant alternatif en appliquant un champ magnétique alternatif d'une fréquence spécifique à un échantillon de particules magnétiques tout en déplaçant le récipient d'échantillon et en obtenant un champ magnétique fluctuant sous forme de signaux. lorsque l’échantillon passe les capteurs AMR.

2.3 Méthode de préparation des réactifs

Nous avons utilisé 3-\(\mu\)billes de polystyrène de diamètre m (ci-après, billes) recouvertes de groupes carboxyles et de MNP de diamètre 30 nm (Ocean NanoTech, LLC). Les MNP étaient solubles dans l'eau et recouverts d'une couche de polymère (acide oléique et polymère amphiphile) d'environ 4 nm d'épaisseur. Les anticorps ont été immobilisés sur les billes et les MNP à l'aide de carbodiimide hydrosoluble (WSC). Les billes ont été couplées à des anticorps monoclonaux anti-CRP humaine (anticorps de capture) et les MNP ont été couplés à des anticorps monoclonaux anti-CRP humaine (anticorps de détection). La quantité d'anticorps immobilisés sur chaque type de particule a été confirmée comme étant d'environ 1.8 \(\mu\)g / cm\(^{2}\) de la surface du cordon et environ 80 \(\mu\)g/mg du poids unitaire MNP (Fe converti). Etant donné que les MNP liées aux anticorps ont tendance à se condenser, un traitement bloquant a été réalisé et une dose de 0.45-\(\mu\)Un filtre m a été utilisé pour éliminer les MNP condensés. Nous avons utilisé la CRP humaine (HyTest Co., Ltd.) comme antigène CRP ciblé pour la détection et l'avons dilué à des concentrations finales de 0.1 à 5. \(\mu\)g/ml (\(9.1 \times 10^{-13}\)\(-4.6 \times 10^{-11}\) mole/mL).

Pour détecter l'AFP, nous avons également utilisé 3-\(\mu\)billes de polystyrène de diamètre m recouvertes de groupes carboxyle et MNP de 250 nm de diamètre (billes FG, Tamagawa Seiki Co., Ltd.). Des anticorps anti-AFP humains (anticorps de capture) ont été immobilisés sur les billes de polystyrène à l'aide de WSC. Des MNP, dans lesquels les groupes carboxyle à la surface des particules étaient activés avec du N-hydroxysuccinimide, ont été utilisés pour conjuguer l'anticorps de détection. La quantité d'anticorps immobilisée sur chaque particule était de 12 \(\mu\)g/mg de billes de polystyrène et 31 \(\mu\)g/mg de MNP (Fe converti). Pour éviter l'agrégation, les MNP ont été dispersés à l'aide d'un appareil à ultrasons. Nous avons utilisé l'AFP humaine (BBI Solutions Co., Ltd.) comme antigène AFP ciblé pour la détection et l'avons dilué à des concentrations finales de 3.1 à 1250 XNUMX ng/mL (\(4.3 \times 10^{-14}\)\(-1.7 \times 10^{-11}\) mole/mL).

2.4 Méthode de détection

Pour calculer l'ampleur du changement dans les particules magnétiques consommées en raison des réactions antigène-anticorps, il est nécessaire de mesurer deux échantillons d'antigène (CRP ou AFP) et un échantillon de référence qui ne contient aucun antigène. La procédure de réaction de détection de la CRP est représentée sur les Fig. 4(a)(b). Pour préparer l'échantillon de CRP, nous avons d'abord ajouté de la CRP humaine aux billes d'anticorps de capture, puis mélangé les MNP d'anticorps de détection diluées jusqu'à un volume total de 100 ml. \(\mu\)L (Fig. 4 (a)). D'autre part, pour la préparation de l'échantillon de référence, nous avons mélangé des billes d'anticorps de capture sans antigènes ajoutés avec des MNP d'anticorps de détection jusqu'à un volume total de 100 \(\mu\)L (Fig. 4 (b)). Nous avons mesuré les réactions de CRP à température ambiante pendant 5, 15 et 30 minutes après mélange dans les MNP. Pour détecter les signaux magnétiques, nous avons utilisé notre équipement d'analyse pour appliquer un champ magnétique à un échantillon à une fréquence d'excitation de 230 Hz et une intensité de champ magnétique de 1 mT et avons détecté les signaux magnétiques entrés dans le capteur magnétique à partir de l'échantillon.

Fig. 4  Procédure de réaction de détection de biomarqueurs : (a) échantillon de CRP (b) échantillon de référence.

Nous avons d'abord ajouté l'antigène AFP humain aux billes d'anticorps de capture, puis mélangé avec des MNP d'anticorps de détection dilués pour préparer des échantillons d'AFP dans un volume total de 100 \(\mu\)L. En revanche, pour la préparation de l'échantillon de référence, nous avons mélangé des billes d'anticorps de capture sans antigènes ajoutés avec des MNP d'anticorps de détection jusqu'à un volume total de 100 \(\mu\)L. Après préparation des échantillons, nous avons mesuré les réactions AFP à température ambiante pendant 15 et 30 min après mélange dans les MNP. Pour détecter les signaux magnétiques, nous avons utilisé notre équipement d'analyse pour appliquer un champ magnétique à un échantillon à une fréquence d'excitation de 80 Hz et une intensité de champ magnétique de 1 mT et avons détecté les signaux magnétiques entrés dans le capteur magnétique à partir de l'échantillon. Lors de la détection de l'AFP, nous avons utilisé des MNP de 250 nm de diamètre. La fréquence d'excitation a donc été réglée sur une fréquence basse de 80 Hz dans cette étude. C'est parce que le temps de relaxation brownien \(\tau\mathrm{B}\) devient plus long pour les particules plus grosses et nous devons diminuer la fréquence avec l'augmentation de la taille des particules afin d'utiliser la propriété de relaxation brownienne.

Le rapport de réaction des réactions antigène-anticorps a été calculé à l'aide de l'équation. (3) sur la base des signaux magnétiques obtenus à partir de l’échantillon CRP et de l’échantillon de référence.

Dans l'équation, le taux de réaction (%) exprime le rapport des particules magnétiques liées aux billes.

\[\begin{align} &\text{Reaction ratio (%)} \notag\\ &= \{1 - (\text{CRP sample}/\text{reference sample})\} \times 100 \tag{3} \end{align}\]

3. Résultats des mesures

3.1 Résultats de détection de la CRP

Les figures 5 (a) (b) montrent les résultats de la détection de la CRP. Les résultats du changement d'intensité du signal 5, 15 et 30 minutes après le début des réactions sont présentés sur la figure 5 (a). L'axe horizontal représente le temps écoulé depuis le début de la réaction et l'axe vertical représente l'intensité du signal des échantillons de référence et de CRP (\(\mathrm{n}=5\)). La variation du signal de référence au cours du temps écoulé était faible (coefficient de variation \(=\) 2-3%). Cela indique que les MNP (30 nm de diamètre, Ocean NanoTech, LLC) étaient bien dispersés et stables en phase liquide. Cela suggère également que les MNP ont eu peu de réactions de liaison non spécifiques avec les billes. Les rapports de réaction de l'échantillon de CRP 5, 15 et 30 minutes après le début des réactions sont présentés sur la figure 5 (b). L'axe horizontal représente la concentration de CRP et l'axe vertical représente le rapport de réaction calculé à partir de l'équation. (3). Cinq minutes après le début de la réaction, le taux de réaction de 5 % a pu être détecté pour une concentration de CRP de \(4.6 \times 10^{-11}\) mole/mL (5 \(\mu\)g/mL) alors qu'un taux de réaction de 14 % a pu être détecté pour une faible concentration de CRP de \(9.1 \times 10^{-13}\) mole/mL (0.1 \(\mu\)g/mL, 910 fmol/mL). Ces résultats indiquent qu'un échantillon avec une faible concentration de CRP de 0.1 \(\mu\)g/mL pourrait être détecté en peu de temps (dans les 5 minutes) avec un test de biomarqueur impliquant l’utilisation d’un système de mesure de la sensibilité à l’AC.

Fig. 5  Résultats de détection de la CRP humaine : (a) changement d'intensité du signal par temps écoulé, (b) rapport de réaction des échantillons de référence et de CRP.

Pour confirmer l'état de surface des billes après la réaction, nous les avons observées au microscope électronique à balayage (SEM, S5000, Hitachi Co., Ltd.). L'image SEM d'un 3-\(\mu\)La figure 6 montre les billes de diamètre m et les MNP liés à la surface des billes. Les MNP ont un diamètre uniforme d'environ 30 nm et présentent une bonne dispersibilité. À partir de cette image SEM, de nombreuses particules magnétiques de 30 nm sont liées à la surface de la perle. Il s’agit d’un état dans lequel la bille et les particules magnétiques forment un complexe grâce à une réaction antigène-anticorps avec la CRP. Il n’y a pas non plus d’agglomération des particules magnétiques et elles sont liées à la surface des billes dans un état monocouche. Cependant, les particules magnétiques sont inégalement réparties à la surface des billes. Une raison possible de ce phénomène est que la liaison de l’anticorps à la surface de la bille n’est pas uniforme. La distribution de liaison non uniforme des anticorps est provoquée par l’état de surface des billes fonctionnelles. La deuxième raison est que les particules magnétiques liées peuvent être tombées pendant la phase de prétraitement lors de l'acquisition de l'image SEM. L'acquisition d'images SEM nécessite des étapes de traitement telles que le lavage avec des solvants organiques et le séchage. Il est suggéré que ces étapes pourraient déstabiliser la liaison entre les billes et les MNP.

Fig. 6  Image SEM des MNP liés à la surface des billes de polystyrène.

3.2 Résultats de la détection de l'AFP

Les résultats de la détection de l'AFP 15 et 30 minutes après le début des réactions sont présentés sur les Fig. 7(a)(b). Les résultats du changement d'intensité du signal dans l'échantillon d'AFP 15 et 30 minutes après le début des réactions sont présentés sur la figure 7 (a). L'axe horizontal représente le temps écoulé depuis le début de la réaction et l'axe vertical représente l'intensité du signal des échantillons de référence et AFP (\(\mathrm{n}=5\)). La variation du signal de référence au cours du temps écoulé était faible (coefficient de variation \(=\) 2 %). Les MNP de 250 nm de diamètre ayant tendance à s'agréger avec le temps. La raison pour laquelle le changement temporel du signal magnétique de l’échantillon de référence était faible est due au prétraitement approprié des MNP. Le rapport de réaction de l'échantillon d'AFP 15 et 30 minutes après le début des réactions est présenté sur la figure 7 (b). L'axe horizontal représente la concentration d'AFP (mol/mL) et l'axe vertical représente le rapport de réaction calculé à partir de l'équation. (3). Ces résultats indiquent que la concentration d'AFP a une relation linéaire avec la vitesse de réaction sur une large plage allant de 43 fmol/mL (\(4.3 \times 10^{-14}\) mol/mL) à 17 pmol/mL (\(1.7 \times 10^{-11}\) mole/mL). De plus, 15 min après le début de la réaction, un taux de réaction de 3.1 % a été détecté lorsque l'AFP était de 86 fmol/mL, et 30 min après le début de la réaction, un taux de réaction de 3.3 % a été détecté lorsque la concentration en AFP était de 43 fmol/mL. 2.7 fmol/mL. La vitesse de réaction a augmenté environ 3.1 fois, passant de 8.4 à 86 % à une faible concentration de 15 fmol/mL dans les 30 min à 17 min après le début de la réaction. Sous la concentration élevée de 1.2 pmol/mL, l’augmentation n’était que d’environ 46 fois, passant de 56 à 80 %. En d’autres termes, la variation du taux de réponse au fil du temps est plus importante dans la plage de faibles concentrations d’antigènes que dans la plage élevée. Cela suggère que le temps de réaction a un effet important sur les antigènes à faible concentration et que des temps de réaction plus longs sont nécessaires pour détecter les antigènes à faible concentration. Dans cette étude, l'antigène AFP a été détecté à partir d'une mesure de sensibilité à l'AC, et la limite de détection (LOD) était d'environ 15 fmol/mL après 40 minutes de temps de réaction et d'environ 30 fmol/mL après XNUMX minutes.

Fig. 7  Résultats de détection de l'AFP humaine. (a) Changement d’intensité du signal par temps écoulé. (b) Rapport de réaction des échantillons de référence et AFP.

4. Discussion

4.1 Sensibilité de détection des biomarqueurs

Nous avons constaté que notre test homogène est facile à réaliser, ne nécessitant que le mélange d'un réactif avec un échantillon ; ainsi, il sera d’une grande utilité en milieu hospitalier comme méthode de test rapide et simple. Nous discutons de la supériorité du test de biomarqueur homogène qui implique l'utilisation d'un système de mesure de la susceptibilité à l'AC et des problèmes associés. Le test homogène est supérieur car il simplifie le processus et réduit la durée du test. La méthode sandwich ELISA, un test immunologique typique, nécessite une séparation liée/libre (B/F) pour éliminer les anticorps marqués en surplus, allongeant ainsi la durée du test et compliquant le processus. En revanche, notre test de biomarqueurs homogène élimine le besoin de séparation B/F puisqu’il nécessite uniquement le mélange de billes et de MNP avec un échantillon d’antigène. Grâce à notre équipement de mesure compact, il a été possible de détecter la CRP en utilisant un échantillon à faible concentration de 0.1 \(\mu\)g/mL (910 fmol/mL) dans les 5 minutes suivant le mélange du réactif. La LOD de l'AFP était d'environ 40 fmol/mL après un temps de réaction de 30 minutes. Cela indique que ce test de biomarqueur permet non seulement des tests simples et rapides, mais permet également de mesurer un échantillon à faible concentration avec une sensibilité élevée. Pour réaliser des tests encore plus précis, des mesures telles que l’optimisation de la quantité d’anticorps sensibilisant sur les MNP ou la diminution de la perte de MNP due à la condensation peuvent être envisagées. On pense que les agrégats sont faciles à former puisque la charge de surface des MNP change en immobilisant les anticorps. Dans cette étude, l’agglutination non spécifique a été évitée en effectuant des prétraitements appropriés tels que le blocage, le filtrage et la sonication. Pour les recherches futures, il sera important d’optimiser la quantité d’anticorps immobilisés sur les particules et d’améliorer les solutions de blocage et de stockage pour contrôler les réactions non spécifiques.

4.2 Comparaison de sensibilité par type de capteur

Puisqu’un système de mesure de la sensibilité au courant alternatif ne nécessite pas de lavage des réactifs, le traitement peut être raccourci par rapport aux méthodes d’inspection optique actuelles et une inspection plus rapide peut être réalisée. Dans une étude précédente, la limite de détection des MNP (Resovist, PDRadiopharma Inc.) était de 0.2 \(\mu\)g/mL en utilisant un système de mesure de troisième harmonique avec un capteur HTS-SQUID [25]. En supposant que la taille des particules magnétiques est la même, la sensibilité de détection du marqueur tumoral (AFP) avec le capteur HTS-SQUID est d'environ 1 à 4 fmol/mL (\(10^{-15}\) mole/mL). La figure 8 montre les niveaux de diagnostic standard des marqueurs tumoraux typiques et des marqueurs inflammatoires. Il montre également la LOD (valeur calculée) inférieure pour deux types de systèmes de mesure de susceptibilité au courant alternatif, l'un utilisant un capteur AMR et l'autre utilisant un capteur HTS-SQUID. Dans le système utilisant un capteur AMR, le LOD est inférieur à celui du capteur HTS-SQUID. Puisque le capteur AMR mesure l’onde fondamentale, qui a la même fréquence que le champ magnétique d’excitation, la sensibilité de la mesure est restée à environ 40 fmol/mL (\(10^{-14}\) mole/mL). On peut estimer que le système de mesure de la susceptibilité au troisième harmonique utilisant le capteur HTS-SQUID a une sensibilité de détection de 10 fois ou plus. Par conséquent, ce système est supérieur pour la détection du Pro-GRP (marqueur du cancer du poumon à petites cellules), qui nécessite une sensibilité de mesure de plusieurs fmol/mL. Le système utilisant un capteur AMR peut être réduit sans bouclier magnétique et est considéré comme supérieur en tant que système d’inspection simple pour les hôpitaux. Pour faire progresser la technologie de détection des biomarqueurs à l’aide d’une méthode de mesure magnétique, il est nécessaire de développer des dispositifs tirant parti de la sensibilité et des fonctionnalités du capteur.

Fig. 8  Comparaison des taux sériques de biomarqueurs.

5.Conclusion

Nous avons développé un test de biomarqueurs qui implique l'utilisation d'un système de mesure de la sensibilité au courant alternatif et développé un équipement compact de détection de biomarqueurs comprenant des capteurs AMR fonctionnant à température ambiante. Des capteurs magnétiques fonctionnant à température ambiante permettent de réduire la taille d'un appareil. Dans la magnétométrie AC en phase liquide, la relaxation brownienne des billes et des particules magnétiques sensibilisées aux anticorps est obtenue sous forme de signal magnétique, de sorte que les biomarqueurs peuvent être détectés rapidement et avec une sensibilité élevée. Nous avons démontré que les biomarqueurs CRP et AFP peuvent être détectés avec une sensibilité élevée à l'aide de mesures de susceptibilité à l'AC.

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Auteurs

Takako MIZOGUCHI
  Hitachi, Ltd.

received the V.M.D. and M.S. degrees in Veterinary Medicine from Nihon University in 1995. In 2001, she joined Life Science Group, Hitachi Ltd., Japan, and engaged in the research of human cDNA sequencing of national project. Since 2007, she joined Research and Dvevelopment Group, Hitachi Ltd., where she has been engaged in the research of magnetic sensor system in clinical laboratory medicine.

Akihiko KANDORI
  Hitachi, Ltd.

received the B.Eng., and M.Eng. degrees from Sophia University in 1988, and 1990, respectively. He also received D.Eng. and D.Med. Degrees from Sphia University and Tsukuba University in 1997, and 2003, respectively. He is currently working for Hitachi Ltd. as a Distinguished Researcher of Center for Exploratory Research, Research and Development Group. He most distinctive contribution has been as a pioneer and a technology leader in developing commercial Magnetocardiography, which has a clinical application method for diagnosing the adult and fetal heart disease.

Keiji ENPUKU
  Kyushu University

received the B.Eng., M.Eng., and Dr.Eng. degrees from Kyushu University in 1976, 1978 and 1981, respectively. He was a Professor in the Department of Electrical Engineering, Kyushu University until 2019, and now an emeritus professor. He has been engaged in the development of Tc SQUID magnetometer and biosensing system using magnetic nanoparticles.

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