Ganzmetall-Terahertz-Metamaterial-Biosensor für die Proteindetektion

Einführung

Heutzutage sammeln Ärzte normalerweise Serum von Patienten im Krankenhaus für verschiedene Untersuchungen. B. Tumornachweis [1,2,3] und Virusnachweis [4,5,6] etc. Die vorläufige Methode zum Tumornachweis ist der Proteinnachweis, da Proteine ​​die Bestandteile vieler Tumormarker sind und diese Biomoleküle mit vielen Informationen sind im Serum vorhanden. Serumalbumine sind die am häufigsten vorkommenden (52–62 %) gesamten wasserlöslichen Fraktionsproteine ​​im Blutplasma [7, 8]. Darüber hinaus machen die ernährungsphysiologischen und physiologischen Funktionen von Serumalbuminen sie zu essentiellen Bio-Makromolekülen. Als eines der beliebtesten Serumalbumine wird Rinderserumalbumin (BSA) in vielen Forschungsbereichen eingesetzt. Daher ist die Forschung zum Nachweis von BSA sehr wichtig. Es gibt viele Methoden zum Nachweis und zur Bestimmung der Konzentration von BSA, einschließlich elektrochemischer Impedanzspektroskopie [9], Kapillarelektrophorese [10] und Lichtstreutechniken [11]. Sie alle haben jedoch einige Nachteile, wie komplizierte Verfahren, schlechte Reproduzierbarkeit oder zeitaufwendig. Daher ist die Entwicklung neuer Biosensoren von erheblicher Bedeutung und sehr gefragt.

Die THz-Welle liegt zwischen der Mikrowelle und der optischen Infrarotwelle und im Übergangsbereich von der Elektronik zur Photonik. Im Vergleich zu Lichtwellen ist die Energie von Photonen in diesem Band sehr gering. Dies bedeutet, dass Terahertzwellen biologische Moleküle nicht durch Strahlungsionisation schädigen. Viele biologische Makromoleküle haben auch einzigartige Fingerabdrücke im Terahertz-Band [12,13,14,15]. Daher haben Terahertz-Wellen im Bereich der Biosensorik große Aufmerksamkeit erhalten [16, 17].

Metamaterialien sind künstliche elektromagnetische Materialien, die aus Subwellenlängen-Strukturen bestehen. Ihre einzigartige elektromagnetische Resonanz hat viele Eigenschaften, wie einen negativen RI [18, 19], elektromagnetisch induzierte Transparenz [20, 21] und extreme Umweltempfindlichkeit [22, 23]. Metamaterialien, die gegenüber der Umgebung empfindlich sind, insbesondere solche, die aus Metallstrukturen im Subwellenlängenbereich bestehen [24,25,26], werden häufig zum Nachweis verschiedener Biomoleküle verwendet. Die Kombination von Terahertzwellen und Metamaterialien bietet eine neue Detektionsmethode für die biomedizinischen Moleküle, die nicht nur eine markierungsfreie Detektion ermöglicht, sondern auch die Auflösungsgrenze bestehender Sensoren auffrischt. Darüber hinaus kann der Nachweis einfach und schnell mit einer kleinen Analytmenge ohne chemische Reagenzien durchgeführt werden.

Bei THz-Frequenzen beruht die Metamaterialproduktion normalerweise auf Verarbeitungsverfahren auf Mikrometerebene. Photolithographie [27] oder Elektronenstrahllithographie [28] wird hauptsächlich verwendet, um Mikro-Nanomuster vom Photowiderstand auf die Oberfläche der Funktionsmaterialien zu übertragen, und dann ist Nass- [29, 30] oder Trockenätzen [31, 32] erforderlich, um Vervollständigen Sie die abschließende Verarbeitung der Metamaterialien. Durch die obigen Schritte kann der Aufbau feiner Grafiken erreicht werden, aber leider erfordern die meisten dieser Verfahren eine teure Verarbeitungsausrüstung, hochstandardisierte Betriebsumgebungen und umständliche Verarbeitungsverfahren. Das Laserbohren [33, 34] ist die erste praxistaugliche Laserbearbeitungstechnologie und auch eines der Hauptanwendungsgebiete der Laserbearbeitung. Der Laserstrahl ist räumlich und zeitlich hochkonzentriert. Durch Fokussieren mit einer Linse kann der Spotdurchmesser auf Mikrometer-Niveau und die Laserleistungsdichte von 10 ⁵ . reduziert werden –10 ¹⁵ W/cm ² erhalten werden kann. Mit dieser hohen Leistungsdichte lässt sich das Laserbohren in nahezu jedem Material durchführen. Unseres Wissens ist dies das erste Mal, dass die Laserbohrtechnologie bei der Herstellung von Metamaterial-Biosensoren angewendet wird, was die Verarbeitungskosten von Metamaterial-Biosensoren erheblich senken und ihre praktische Anwendung fördern kann.

In dieser Studie wurde ein hochempfindlicher Terahertz-Biosensor für Proteinnachweise basierend auf Ganzmetall-Metamaterial vorgeschlagen, theoretisch simuliert und experimentell demonstriert. Das Gerät war einfach herzustellen, kostengünstig und recht stabil. Es besteht aus Edelstahl und wird mit Laserbohrtechnik hergestellt. Zunächst wurde dieser Metamaterialsensor simuliert und mit der Finite-Integral-Methode analysiert und die Brechungsindexempfindlichkeit berechnet. Dann wurde dieser THz-Metamaterial-Biosensor hergestellt und vermessen. Die Experimente bestätigten die hohe Empfindlichkeit dieses Sensors gegenüber der äußeren Umgebung. Als Nachweissubstanz wurde BSA gewählt, um die Wirksamkeit des Biosensors zu beurteilen. Die Hill-Formel wurde verwendet, um die experimentellen Daten anzupassen. Eine Erkennungsempfindlichkeit von 72,81 GHz/(ng/mm ² ) und die Nachweisgrenze (LOD) von 0,035 mg/ml wurden erreicht. Die Messungen wurden dreimal wiederholt, um die Zuverlässigkeit des Biosensors zu überprüfen.

Design

Abbildung 1a zeigt die Struktur des vorgeschlagenen Terahertz-Biosensors aus Ganzmetallmetamaterial. Auf einer 50 μm dicken Edelstahlplatte (Leitfähigkeit 1,4 × 10 ⁶ .) wurde ein hohles Hantelmuster mit einer periodischen Anordnung in x- und y-Richtung gebildet S/m). Die Periodengrößen P _x und P _y der Einheitsstruktur sind 500 μm bzw. 300 μm. Länge der Hohlhantel L und Lücke H sind 294 μm bzw. 60 μm. Der Radius R der Kreise an beiden Enden der Hohlhantel beträgt 60 μm. Der Biosensor hatte eine Ganzmetallstruktur und kein herkömmliches dielektrisches Substrat. Die Terahertz-Welle fällt senkrecht auf die Oberfläche des Metamaterial-Biosensors ein.

a Dreidimensionales Array-Diagramm und Zellstrukturdiagramm des Biosensors. Die strukturellen Parameter sind P _x = 500 μm, P _y = 300 μm, L = 294 μm, H = 60 μm, R = 60 μm. b Simulierte Übertragung des Biosensors

Methoden und Simulation

Dann wurde die dreidimensionale Vollwellen-Elektromagnetische-Feld-Simulation über die Finite-Integral-Methode (kommerzielle Software CST) für die folgenden Simulationen verwendet. Im x . wurden periodische Randbedingungen angewendet und y Richtungen, und die perfekt angepasste Schicht wurde in der Wellenausbreitungsrichtung von z . verwendet . Wie in der oberen rechten Ecke von Abb. 1a gezeigt, ist der Wellenvektor des einfallenden elektromagnetischen Felds k _z war eine ebene Welle, die sich im z ausbreitete -Achse, und die elektrischen und magnetischen Felder wurden entlang der y . polarisiert -Achse und x -Achse bzw. Wie in Abb. 1b gezeigt, gab es eine Übertragungsspitze bei 0,48 THz.

Um den physikalischen Mechanismus der Erzeugung dieses Resonanzpeaks zu untersuchen, wurden der Oberflächenstrom und das Magnetfeld des Biosensors bei der Resonanzpeakfrequenz simuliert. Wie auf der linken Seite von Abb. 2 gezeigt, waren die einfallenden elektromagnetischen Wellen entlang der y . polarisiert Achse, induziert Ladungsschwingungen an beiden Enden der Öffnung, was zu einem elektrischen Dipol führt. Die Ladungsschwingungen wurden von gegenläufigen Stromschwingungen entlang der Ränder der zwei kreisförmigen Löcher begleitet, die die Öffnungen umfassten. Dies führte zu einem Paar gegenläufiger magnetischer Dipole außerhalb der Ebene. Wie auf der rechten Seite von Abb. 2 gezeigt, gab es im z . ein Paar offensichtlich entgegengesetzter magnetischer Dipole Achse Ende an Ende verbunden, um einen toroidalen Dipol zu bilden. Daher wurde die Reaktion des Metamaterials von einer Kombination aus elektrischen und toroidalen Dipolen dominiert.

Simuliertes Oberflächenstromverteilungsdiagramm und magnetisches Verteilungsdiagramm (y = 0 μm) bei 0,48 THz

Da die Leistung des Sensors von den Strukturparametern beeinflusst wird, ist es notwendig, die Strukturparameter während des Konstruktionsverfahrens zu optimieren. Abbildung 3 zeigt die Auswirkung der strukturellen Größenänderungen auf die Transmissionsspektren. Wie in Abb. 3a gezeigt, wurde die Spitzenfrequenz der Transmissionsspektren von 0,48 THz rot verschoben, als die Länge der hohlen Hantel von 290 auf 298 μm zunahm. Wie in Abb. 3b gezeigt, wurde die Spitzenfrequenz der Transmissionsspektren von 0,48 THz blauverschoben, wenn sich der Abstand der hohlen Hantel von 56 auf 64 μm vergrößerte. Als L und H erhöht, begann sich die Resonanzspitze in Richtung der niedrigen bzw. hohen Frequenz zu bewegen. Wenn der Radius des Kreises von 56 bis 64 μm variierte und die Dicke des Edelstahls von 40 bis 60 μm variierte, änderte sich die Position des Resonanzpeaks geringfügig. Daher ist es einfacher, die Resonanzfrequenz des Metamaterial-Biosensors durch Anpassen der Länge der Hohlhantel L . einzustellen und die Lücke der Hohlhantel H.

Transmissionsspektren von a unterschiedliche Länge L , b Lücke H , c Radius R , und d Dicke der Edelstahlplatte

Es ist auch sehr wichtig, den Einfluss des Einfallswinkels und des Polarisationswinkels auf die Transmissionsspektren zu studieren. Die elektromagnetische Welle fiel vertikal ein und dann wurden die Einfalls- und Polarisationswinkel geändert. Die Definition dieser Winkel ist in Abb. 4a dargestellt. Der Einfallswinkel bedeutet θ _ich in der y–z-Ebene, und die Polarisation ist θ _p in der x-y-Ebene. Wie in Abb. 4b gezeigt, betrug die Differenz der Resonanzspitzenfrequenz nur 9 GHz, wenn sich der Einfallswinkel von 0° auf 15° änderte. Wie in Fig. 4c gezeigt, betrug die Differenz der Resonanzspitzenfrequenz fast 0 GHz, wenn der Polarisationswinkel von 0° auf 15° zunahm, aber die Resonanzspitzenamplitude nahm um etwa 0,1 ab. Dies zeigte, dass der Biosensor gegenüber Änderungen der Einfalls- und Polarisationswinkel nahezu unempfindlich war, was für praktische Biosensoranwendungen von Vorteil ist.

a Schematische Darstellung der Änderung des Einfallswinkels θ _ich und Polarisationswinkel θ _p . Transmissionsspektren im Vergleich zu b der Einfallswinkel und c der Polarisationswinkel

Um die Sensorleistung des Biosensors zu untersuchen, wurde diesem Metamaterial-Biosensor eine 120 μm dünne Analytschicht hinzugefügt, wie in Abb. 5a gezeigt, und dann wurden verschiedene Transmissionsspektren dieses Metamaterial-Biosensors simuliert, wenn sich der Brechungsindex des Analyten änderte, wie in Abb . 5b. Die RI-Empfindlichkeit S wurde definiert als das Verhältnis der Variationen in der Position des Transmissionspeaks zur RI-Einheit (S = Δf /Δn ). Mit zunehmendem RI des Analyten wurde die Resonanzpeakfrequenz rotverschoben. Dann wurde die jedem RI entsprechende Resonanzspitzenfrequenzverschiebung gesammelt. Es wurde eine gute Linearität beobachtet. Das Anpassungsergebnis in Abb. 5c zeigt, dass die Empfindlichkeit gegenüber dem RI 294,95 GHz/RIU betrug.

a Querschnittsansicht und Draufsicht des Metamaterial-Biosensor-Modelldiagramms mit einer 120 μm dünnen Analytschicht. b Einfluss der Änderungen des RI des Analyten auf die Transmissionsspektren des Biosensors. c Entsprechende lineare Anpassung der Frequenzverschiebung des Peaks mit dem entsprechenden RI

Die Erfassungsleistung wurde auch anhand der Gütezahl (FOM) quantifiziert, die wie folgt definiert wurde:

wo S ist die Empfindlichkeit und FHWM ist die Halbwertsbreite des Resonanzpeaks. Das FOM dieses Biosensors war 4.03.

Für die meisten Metamaterialstrukturen verwenden sie normalerweise dielektrische Materialien als Substrate. Dieser in dieser Veröffentlichung vorgeschlagene Metamaterial-Biosensor basierte jedoch auf einem Ganzmetall-Metamaterial mit einem komplett aus Edelstahl gefertigten Design, und als Substrat wurde Luft verwendet. Im Vergleich zu herkömmlichen dielektrischen Materialien wie Polyethylenterephthalat (PET), Quarz und Silizium hat die Luft den niedrigsten RI. Um die Rolle des Substrats zu evaluieren, wurden diese Metamaterial-Biosensoren erneut mit unterschiedlichen Substraten simuliert und anschließend die Brechungsindexempfindlichkeiten und FOM-Werte berechnet. Wie in Abb. 6 gezeigt, begannen die RI-Empfindlichkeit und der FOM des Sensors mit zunehmendem RI des Substrats abzunehmen. Dieses Ergebnis zeigte, dass der Biosensor mit einem niedrigeren Substrat-RI eine bessere Erfassungsleistung aufwies.

Die Empfindlichkeiten und FOMs bei Verwendung verschiedener Substrate

Um das Sensorprinzip des Biosensors weiter zu untersuchen, wurden die Diagramme der Verteilung des elektrischen Felds simuliert, wie in Abb. 7 gezeigt. Die Draufsicht und die Seitenansicht der simulierten Verteilung des elektrischen Felds zeigten, dass die elektrische Feldenergie hauptsächlich in einem Teil des Edelstahls konzentriert war Löcher. Daher ist es wichtig sicherzustellen, dass der Analyt in die Löcher gegeben wurde.

Simulierte elektrische Feldverteilungen. a Ansicht von oben, b Seitenansicht (y = 0 μm)

Tabelle 1 fasst die RI-Empfindlichkeit und das FOM des vorgeschlagenen Sensors zusammen und verglich sie mit anderen berichteten Studien [35,36,37]. Die anderen THz-Sensoren basieren alle auf traditionellen photolithographischen Verfahren. Es ist ersichtlich, dass der von uns entwickelte Metamaterial-Biosensor aus Edelstahl eine hervorragende Sensorleistung mit billiger Laserbohrtechnologie aufwies.

Experiment

Materialien und Probenvorbereitung

Um die Biosensorfähigkeit des vorgeschlagenen THz-Metamaterialsensors zu demonstrieren, wurde dann im Experiment eine Proteindetektion durchgeführt. BSA- und PBS-Puffer wurden beide von Sigma-Aldrich bezogen. Die BSA-Lösung wurde in PBS-Puffer (pH = 7.4) formuliert.

Ein Mikroskopbild des hergestellten Metamaterial-Biosensors ist in Fig. 8 gezeigt. Die Gesamtgröße des Metamaterial-Biosensors betrug 12 mm ×  12 mm.

Schliffbild der hergestellten Biosensorprobe

Die Konzentrationen der formulierten BSA-Lösung betrugen 0,2 mg/ml, 0,5 mg/ml, 2,0 mg/ml und 4,0 mg/ml. Der Analyt wurde der Biosensoroberfläche durch ein Flüssigabscheidungsverfahren zugesetzt. Jeweils 150 µL BSA-Lösung wurden mit einer Pipettenpistole auf die Biosensoroberfläche übertragen und der Biosensor auf einem 40 Heiztisch getrocknet. Wenn der Biosensor auf 40 °C erhitzt wurde, bildete sich der Proteinfilm schneller und gleichmäßiger. Vor jedem Wechsel verschiedener Konzentrationen der BSA-Lösung wurde das Edelstahlblech in entionisiertes Wasser gelegt und in einem Ultraschallvibrator vibriert, um sicherzustellen, dass der Proteinfilm aus dem vorherigen Prozess entfernt und die Oberfläche dieses mmetamaterial-Biosensors sauber ist. Abbildung 9 zeigt die Bilder und die Mikroskopiebilder des Prozesses der Zugabe und Trocknung des Proteins. Wie in Fig. 9a gezeigt, war das Edelstahlblech sauber, und dann wurde, wie in Fig. 9b gezeigt, die BSA-Lösung einer Konzentration auf die Oberfläche des Edelstahlblechs gegeben, und die Lösung blieb auf der Oberfläche dieses Biosensors und wurde nicht aufgrund der Wirkung der Oberflächenspannung des Wassers durch die Löcher gehen. Nach dem Erhitzen und Trocknen wurde eine dünne Schicht des BSA-Films gebildet, wie in Fig. 9c gezeigt.

Bilder des Edelstahls in verschiedenen Testschritten:der Metamaterial Biosensor nach a Ultraschallreinigung und -trocknung, b Zugabe von 150 μl BSA-Lösung (0,2 mg/ml) und c Trocknen; Mikroskopfotos der d . des Edelstahlblechs Seitenwand und e Oberfläche vor Zugabe von BSA; Mikroskopfotos der f . des Edelstahlblechs Seitenwand und g Oberfläche nach Zugabe und Trocknen der BSA-Lösung (0,2 mg/ml)

Um die Situation innerhalb der Edelstahllöcher zu beobachten, wurde eine Seite des Edelstahls abgeschnitten, so dass eine Seite der Löcher freigelegt und mit einem Mikroskop beobachtet wurde. Wie in Abb. 9d–g gezeigt, wurde beim Auftropfen und Trocknen der BSA-Lösung eine dünne Schicht BSA in die Löcher des Edelstahls gegeben, was hauptsächlich daran liegt, dass der Durchmesser der Löcher viel größer ist als die Größe der BSA-Proteine. Dies beweist, dass der nachzuweisende Analyt in den nachweisempfindlichen Bereich unseres Biosensors eindringen kann, was die Empfindlichkeit dieses Metamaterial-Biosensors stark erhöhen kann.

Spektralmessungen

Alle spektralen Messungen wurden mit einem Continuous-Wave-THz-Spektroskopiesystem (TeraScan 1550, Toptica Photonics AG) durchgeführt. Das System bestand aus einer intelligenten Elektronik mit dualer Lasersteuerung (DLC), zwei Lasern mit verteilter Rückkopplung (DFB), zwei fasergekoppelten InGaAs-Photomischern und vier um 90° versetzten Parabolspiegeln, wie in Abb. 10 gezeigt. THz-Wellen wurden kollimiert und fokussiert auf die Probe durch die um 90° versetzten Parabolspiegel. Alle Transmissionsspektren wurden durch Scannen zwischen 50 und 1220 GHz in Schrittweiten von 40 MHz mit einer Integrationszeit von 10 ms im Fast-Scan-Modus erhalten, um die Scanzeit zu reduzieren. Die Polarisation der Terahertz-Welle verlief entlang der Öffnungsrichtung des Hantelrings.

Schematische Darstellung des in unseren Experimenten verwendeten Dauerstrich-THz-Spektrometers

Versuchsergebnisse und Diskussion

Die Proteindetektionsexperimente des Metamaterial-Biosensors wurden mit vier Konzentrationen der BSA-Lösungen durchgeführt. Während der gesamten Experimente wurde jede Gruppe von BSA-Lösungen in der Reihenfolge von niedrig nach hoch zugegeben. Alle Messungen wurden dreimal wiederholt.

Wie in Abb. 11a gezeigt, wurde die Resonanzspitzenfrequenz rotverschoben, wenn die Konzentration der BSA-Lösungen zunahm. Dieser Trend stimmt mit den Simulationsergebnissen überein. Die Abnahme der Resonanzintensität war auf die Absorption der Terahertz-Welle durch das BSA-Protein zurückzuführen.

a Gemessene Spektren mit unterschiedlichen BSA-Konzentrationen. b Hillfit des BSA-Experiments

Der Zusammenhang zwischen Frequenzverschiebung und Konzentration der BSA-Lösungen ist nicht linear, wie es in biologischen Experimenten üblich ist [38, 39]. Das Hill-Modell kann die Bindungsfähigkeit zwischen unserem Metamaterial-Biosensor und Biomolekülen charakterisieren. Daher wurde das Hill-Modell [40] verwendet, um die experimentellen Daten anzupassen, wie in Abb. 11b gezeigt. Die Hill-Gleichung wird wie folgt beschrieben:

wobei die maximale Spitzenfrequenzverschiebung Δf _max ist der Sättigungswert, [BSA] ist die Konzentration der BSA-Lösung, n der Hill-Koeffizient ist und K _D ist die Dissoziationskonstante.

Unter Verwendung der Anpassungskurve, wie in Abb. 11b gezeigt, ist der Hill-Koeffizient n wurde mit 0,83 berechnet und die Dissoziationskonstante K _D wurde mit 2,87 mg/ml berechnet. Außerdem f _max betrug ungefähr 166 GHz, was die maximale Spitzenfrequenzverschiebung bei der Sättigungskonzentration anzeigte. Die Ergebnisse der Hill-Anpassung des Resonanzfrequenzpeaks bestätigten die Zuverlässigkeit und Genauigkeit des Experiments.

Die Sensitivität S des Biosensors wurde wie folgt abgeleitet [41]:

wobei Δf _max ist 166 GHz und δ _max ist die Flächendichte des BSA. δ _max wurde bestimmt durch [41]:

wo M _BSA = 66.430 g/mol ist die geschätzte Molekülmasse von BSA [42], N _A = 6,02 × 10 ²³ mol ⁻¹ ist Avogadros Nummer und P _BSA = 6.96 nm [43] ist die durchschnittliche Länge eines BSA-Moleküls. δ _max war 2,28 ng/mm ² und die BSA-Erkennungsempfindlichkeit des Biosensors betrug 72,81 GHz/(ng/mm ² ).

K _D die mit dem Hill-Modell erhalten wurden, zeigten, dass die Dissoziationskonstante stark mit dem BSA zusammenhängt und die Nachweisgrenze (LOD) C _lim des BSA wurde mit folgender Gleichung berechnet [44]:

wo S _f ist die spektrale Auflösung von 2 GHz. Gleichung (5) zeigt, dass eine kleinere Dissoziationskonstante zu einer niedrigeren Nachweisgrenze führte. Also, C _lim wurde mit 0,035 mg/ml berechnet.

Tabelle 2 zeigt die BSA-Erfassungsleistung unseres Biosensors im Vergleich zu diesen berichteten Studien. Im Experiment betrug die niedrigste Konzentration der BSA-Lösung 0,2 mg/ml und es wurde eine Frequenzänderung von 10,8 GHz erhalten. Verglichen mit Refs. [45,46,47] wurde bei gleicher BSA-Konzentration eine relativ höhere Frequenzänderung erreicht. Die Hill-Formel wurde angewendet, um die Daten des Metamaterial-Biosensors zu analysieren. Die berechnete LOD von 0,035 mg/ml war signifikant besser als die in Ref. [45]. All dies sagt voraus, dass unser vorgeschlagener Ganzmetall-THz-Metamaterial-Biosensor eine hervorragende Leistung in vielen biologischen und chemischen Anwendungen aufweisen wird.

Basierend auf der hervorragenden Erfassungsleistung des Edelstahl-Biosensors kann der Edelstahl-Biosensor mit spezifischen Antikörpern modifiziert werden, um in Zukunft einen spezifischen Antigennachweis zu ermöglichen. Und die Dicke des Edelstahl-Biosensors beträgt nur 50 μm. Mit der Entwicklung der Mikrofluidik-Technologie und der Terahertz-Spektroskopie ist es hoffnungsvoll, in Zukunft Echtzeitmessungen in vivo anzuwenden.

Schlussfolgerung

Zusammenfassend wurde ein Terahertz-Biosensor basierend auf einem Ganzmetall-Metamaterial verwendet, um Proteinkonzentrationen zu messen. Der Biosensor wurde aus Edelstahl gefertigt und mittels Laserbohrtechnik präpariert. Die maximale RI-Empfindlichkeit und das FOM, die mit der elektromagnetischen Simulationssoftware CST berechnet wurden, betragen 294,95 GHz/RIU bzw. 4,03. Die Probe wurde unter Verwendung eines kontinuierlichen THz-Spektrometers charakterisiert. Die experimentellen Ergebnisse zeigten, dass die Nachweisempfindlichkeit und Nachweisgrenze für die BSA-Analytlösung 72,81 GHz/(ng/mm ² . beträgt ) bzw. 0,035 mg/ml. Dieser Biosensor zeichnet sich durch seine kleine Form, hohe Nachweisempfindlichkeit, niedrige Nachweisgrenzen, Wiederverwendbarkeit, einfache Herstellung und Kosteneffizienz aus. Diese Forschungsergebnisse sind von erheblicher Bedeutung für zukünftige Anwendungen in der biomolekularen Detektion und Krankheitsdiagnose.

Verfügbarkeit von Daten und Materialien

Alle Daten sind uneingeschränkt verfügbar.

Abkürzungen

THz:

Terahertz

RI:

Brechungsindex

FOM:

Verdienstzeichen

BSA:

Rinderserumalbumin

PET:

Polyethylenterephthalat

DLC:

Dual-Laser-Steuerung

DFB:

Verteiltes Feedback

LOD:

Nachweisgrenze