All-Metall-Terahertz-Metamaterial-Biosensor erreicht ultrahohe Empfindlichkeit bei Proteinnachweis

Zusammenfassung

In dieser Arbeit wird ein Terahertz-Biosensor (THz) auf Basis eines All-Metall-Metamaterials theoretisch untersucht und experimentell verifiziert. Dieser THz-Metamaterial-Biosensor verwendet Edelstahl, der mittels Laserdurchbohrtechnologie gefertigt wird. Die Simulationsergebnisse zeigen, dass die maximale Brechungsindexempfindlichkeit und die Gütezahl (Figure of Merit) dieses Metamaterial-Sensors 294,95 GHz/RIU bzw. 4,03 betragen. Anschließend wurde Bovines Serumalbumin (BSA) als Detektionssubstanz gewählt, um die Wirksamkeit des Biosensors zu bewerten. Die Experimentergebnisse zeigen eine Detektionsempfindlichkeit von 72,81 GHz/(ng/mm²) und eine Nachweisgrenze (LOD) von 0,035 mg/mL. Dieser THz-Metamaterial-Biosensor ist einfach, kosteneffizient, leicht herzustellen und hat großes Potenzial in verschiedenen Biosensing-Anwendungen.

Einleitung

Heutzutage entnehmen Ärzte im Krankenhaus üblicherweise Serum von Patienten für verschiedene Untersuchungen, wie Tumornachweis [1,2,3] und Virusnachweis [4,5,6]. Die vorläufige Methode zum Tumornachweis ist der Proteinnachweis, da Proteine Bestandteile vieler Tumormarker sind und diese informationsreichen Biomoleküle im Serum existieren. Serumalbumine sind die häufigsten (52–62 %) wasserlöslichen Proteine im Blutplasma [7, 8]. Darüber hinaus machen ihre ernährungsphysiologischen Funktionen sie zu essenziellen Biomakromolekülen. Als eines der beliebtesten Serumalbumine wird bovines Serumalbumin (BSA) in vielen Forschungsbereichen eingesetzt. Daher ist die Forschung zum Nachweis von BSA von großer Bedeutung. Es gibt viele Methoden zum Nachweis und zur Bestimmung der BSA-Konzentration, darunter elektrochemische Impedanzspektroskopie [9], Kapillarelektrophorese [10] und Lichtstreutechniken [11]. Alle haben jedoch Nachteile wie komplizierte Verfahren, schlechte Reproduzierbarkeit oder zeitaufwendige Prozesse. Daher ist die Entwicklung neuer Biosensoren von erheblicher Bedeutung und stark nachgefragt.

Die THz-Welle liegt zwischen Mikrowelle und Infrarotoptikwelle im Übergangsbereich von Elektronik zu Photonik. Im Vergleich zu Lichtwellen ist die Energie der Photonen in diesem Band sehr gering. Das bedeutet, dass Terahertzwellen keine strahlungsinduzierte Ionisierungsschädigung an biologischen Molekülen verursachen. Viele biologische Makromoleküle haben zudem einzigartige Fingerabdrücke im Terahertzband [12,13,14,15]. Daher haben Terahertzwellen im Bereich des Biosensing erhebliche Aufmerksamkeit erhalten [16, 17].

Metamaterialien sind künstliche elektromagnetische Materialien, die aus Subwellenlängenstrukturen bestehen. Ihre einzigartige elektromagnetische Resonanz weist viele Eigenschaften auf, wie negativen Brechungsindex [18, 19], elektromagnetisch induzierte Transparenz [20, 21] und extreme Umwelteinflussempfindlichkeit [22, 23]. Metamaterialien, die empfindlich auf die Umgebung reagieren, insbesondere solche aus subwellenlangen Metallstrukturen [24,25,26], wurden weit verbreitet zum Nachweis verschiedener Biomoleküle eingesetzt. Die Kombination von Terahertzwellen und Metamaterialien bietet eine neue Nachweismethode für biomedizinische Moleküle, die nicht nur markierungsfreien Nachweis ermöglicht, sondern auch die Auflösungsgrenze bestehender Sensoren übertrifft. Zudem kann der Nachweis einfach und schnell mit einer kleinen Analytmenge und ohne chemische Reagenzien durchgeführt werden.

Bei THz-Frequenzen basiert die Metamaterialherstellung meist auf mikrometergenauen Verarbeitungsmethoden. Photolithografie [27] oder Elektronenstrahllithografie [28] werden hauptsächlich verwendet, um Mikro-Nano-Muster vom Photoresist auf die Oberfläche der Funktionsmaterialien zu übertragen, gefolgt von Nass- [29, 30] oder Trockenätzen [31, 32], um die endgültige Verarbeitung der Metamaterialien abzuschließen. Durch diese Schritte kann die Konstruktion feiner Grafiken erreicht werden, doch leider erfordern die meisten dieser Methoden teure Verarbeitungsausrüstung, hohe Standard-Umgebungen und umständliche Verfahrensschritte. Laserdurchbohren [33, 34] ist die erste praktische Laserverarbeitungstechnologie und eines der Hauptanwendungsgebiete der Laserverarbeitung. Der Laserstrahl ist im Raum und in der Zeit hochkonzentriert. Durch Fokussierung mit einer Linse kann der Strahldurchmesser auf Mikrometerebene reduziert werden, und eine Laserintensität von 10⁵–10¹⁵ W/cm² kann erreicht werden. Mit einer solchen hohen Leistungsdichte kann Laserdurchbohren in fast jedem Material durchgeführt werden. Soweit uns bekannt, ist dies die erste Anwendung der Laserdurchbohrtechnologie in der Fertigung von Metamaterial-Biosensoren, was die Verarbeitungskosten von Metamaterial-Biosensoren erheblich senken und ihre praktischen Anwendungen fördern kann.

In dieser Studie wurde ein hochempfindlicher Terahertz-Biosensor für Proteinnachweis auf Basis eines All-Metall-Metamaterials vorgeschlagen, theoretisch simuliert und experimentell demonstriert. Das Gerät war einfach herzustellen, kosteneffizient und sehr stabil. Es bestand aus Edelstahl und wurde mittels Laserdurchbohrtechnologie gefertigt. Zunächst wurde dieser Metamaterial-Sensor mit der Finiten-Integrale-Methode simuliert und analysiert, und die Brechungsindexempfindlichkeit berechnet. Anschließend wurde der THz-Metamaterial-Biosensor gefertigt und gemessen. Die Experimente bestätigten die hohe Empfindlichkeit dieses Sensors gegenüber der äußeren Umgebung. BSA wurde als Detektionssubstanz gewählt, um die Wirksamkeit des Biosensors zu bewerten. Die Hill-Gleichung wurde verwendet, um die Experimentaldaten anzupassen. Eine Detektionsempfindlichkeit von 72,81 GHz/(ng/mm²) und eine Nachweisgrenze (LOD) von 0,035 mg/mL wurden erzielt. Die Messungen wurden dreimal wiederholt, um die Zuverlässigkeit des Biosensors zu verifizieren.

Design

Abbildung 1a zeigt die Struktur des vorgeschlagenen All-Metall-Metamaterial-Terahertz-Biosensors. Ein hohles Hantelmuster mit periodischer Anordnung entlang der x- und y-Richtung wurde auf einer 50 μm dicken Edelstahlplatte (Leitfähigkeit 1,4 × 10⁶ S/m) gebildet. Die Periodengrößen P_x und P_y der Einheitsstruktur betragen 500 μm bzw. 300 μm. Die Länge L und der Spalt H des hohlen Hantelmusters betragen 294 μm bzw. 60 μm. Der Radius R der Kreise an beiden Enden des hohlen Hantelmusters beträgt 60 μm. Der Biosensor hatte ein rein metallisches Strukturgestell ohne traditionelles dielektrisches Substrat. Die Terahertzwelle fällt senkrecht auf die Oberfläche des Metamaterial-Biosensors.

Methoden und Simulation

Anschließend wurde eine dreidimensionale vollwellige elektromagnetische Feldsimulation mittels der Finiten-Integrale-Methode (kommerzielle Software CST) für die folgenden Simulationen verwendet. Periodische Randbedingungen wurden in x- und y-Richtung angewendet, und eine perfekt angepasste Schicht (PML) wurde in der Wellenausbreitungsrichtung z verwendet. Wie in der oberen rechten Ecke von Abb. 1a gezeigt, war der Wellenvektor des einfallenden elektromagnetischen Feldes k_z eine Ebenenwelle, die sich in z-Richtung ausbreitet, und die elektrischen und magnetischen Felder waren entlang der y- bzw. x-Achse polarisiert. Wie in Abb. 1b gezeigt, gab es einen Transmissionspeak 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-Achse polarisiert, was Ladungsschwingungen an beiden Enden der Öffnung induzierte, was zu einem elektrischen Dipol führte. Die Ladungsschwingungen wurden von gegenläufigen Stromschwingungen entlang der Ränder der beiden kreisförmigen Löcher, die die Öffnungen bilden, begleitet. Dies führte zu einem Paar gegenorientierter, aus der Ebene gerichteter magnetischer Dipole. Wie auf der rechten Seite von Abb. 2 gezeigt, gab es ein Paar offensichtlicher entgegengesetzter magnetischer Dipole in der z-Achse, die Ende an Ende verbunden einen toroidalen Dipol bildeten. Daher wurde die Reaktion des Metamaterials durch eine Kombination aus elektrischen und toroidalen Dipolen dominiert.

Da die Sensorleistung von den Strukturparametern beeinflusst wird, ist es notwendig, die Strukturparameter während des Designprozesses zu optimieren. Abbildung 3 zeigt den Einfluss der Strukturgrößenänderungen auf die Transmissionsspektren. Wie in Abb. 3a gezeigt, verschiebt sich die Peakfrequenz der Transmissionsspektren bei Erhöhung der Länge des hohlen Hantelmusters von 290 auf 298 μm in Richtung niedrigerer Frequenzen (Rotverschiebung) ausgehend von 0,48 THz. Wie in Abb. 3b gezeigt, verschiebt sich die Peakfrequenz bei Erhöhung des Spalts des hohlen Hantelmusters von 56 auf 64 μm in Richtung höherer Frequenzen (Blauverschiebung) ausgehend von 0,48 THz. Mit zunehmenden L und H bewegt sich der Resonanzpeak in Richtung niedrigerer bzw. höherer Frequenzen. Wenn der Kreisradius von 56 auf 64 μm und die Dicke der Edelstahlplatte von 40 auf 60 μm variiert, ändert sich die Position des Resonanzpeaks nur geringfügig. Daher ist es einfacher, die Resonanzfrequenz des Metamaterial-Biosensors durch Anpassung der Länge L und des Spalts H des hohlen Hantelmusters einzustellen.

Es ist auch sehr wichtig, den Einfluss des Einfallswinkels und des Polarisationswinkels auf die Transmissionsspektren zu untersuchen. Die elektromagnetische Welle fiel senkrecht ein, und dann wurden der Einfalls- und Polarisationswinkel geändert. Die Definition dieser Winkel ist in Abb. 4a dargestellt. Der Einfallswinkel bedeutet θ_i in der y-z-Ebene, und die Polarisation ist θ_p in der x-y-Ebene. Wie in Abb. 4b gezeigt, betrug der Unterschied der Resonanzpeakfrequenz bei Änderung des Einfallswinkels von 0° auf 15° nur 9 GHz. Wie in Abb. 4c gezeigt, war der Unterschied in der Resonanzpeakfrequenz bei Erhöhung des Polarisationswinkels von 0° auf 15° fast 0 GHz, aber die Resonanzpeakamplitude nahm um etwa 0,1 ab. Dies zeigte, dass der Biosensor nahezu unempfindlich gegenüber Änderungen der Einfalls- und Polarisationswinkel war, was für praktische Biosensoranwendungen vorteilhaft ist.

Um die Sensoreigenschaften des Biosensors zu untersuchen, wurde eine 120 μm dünne Analytschicht zu diesem Metamaterial-Biosensor hinzugefügt, wie in Abb. 5a gezeigt. Dann wurden verschiedene Transmissionsspektren dieses Metamaterial-Biosensors simuliert, wenn sich der Brechungsindex des Analyts änderte, wie in Abb. 5b gezeigt. Die Brechungsindexempfindlichkeit S wurde als Verhältnis der Änderungen der Transmissionspeakposition zur Brechungsindexeinheit definiert (S = Δf/Δn). Mit steigendem Brechungsindex des Analyts verschob sich die Resonanzpeakfrequenz in Richtung niedrigerer Frequenzen (Rotverschiebung). Dann wurde die Resonanzpeakfrequenzverschiebung für jeden Brechungsindex erfasst. Eine gute Linearität wurde beobachtet. Das Anpassungsergebnis in Abb. 5c zeigt, dass die Empfindlichkeit gegenüber dem Brechungsindex 294,95 GHz/RIU betrug.

Die Sensoreigenschaft wurde auch mittels der Gütezahl (FOM) quantifiziert, definiert als:

FOM = S / FWHM

wobei S die Empfindlichkeit und FWHM die volle Breite bei halber Maximale der Resonanzpeak ist. Die FOM dieses Biosensors betrug 4,03.

Die meisten Metamaterialstrukturen verwenden üblicherweise dielektrische Materialien als Substrate. Der in dieser Arbeit vorgeschlagene Metamaterial-Biosensor basierte jedoch auf einem All-Metall-Metamaterial mit einem reinem Edelstahldesign, wobei Luft als Substrat diente. Im Vergleich zu traditionellen dielektrischen Materialien wie Polyethylenterephthalat (PET), Quarz und Silizium hat Luft den niedrigsten Brechungsindex. Um die Rolle des Substrats zu bewerten, wurden diese Metamaterial-Biosensoren erneut mit verschiedenen Substraten simuliert, und die Brechungsindexempfindlichkeiten und FOM-Werte wurden berechnet. Wie in Abb. 6 gezeigt, nahmen die Brechungsindexempfindlichkeit und die FOM des Sensors mit zunehmendem Brechungsindex des Substrats ab. Dieses Ergebnis zeigte, dass der Biosensor mit einem niedrigeren Substratbrechungsindex eine bessere Sensoreigenschaft aufwies.

Um das Sensierprinzip des Biosensors weiter zu untersuchen, wurden die elektrischen Feldverteilungsdiagramme simuliert, wie in Abb. 7 gezeigt. Die Draufsicht und Seitenansicht der simulierten elektrischen Feldverteilung zeigten, dass die elektrische Feldenergie hauptsächlich in einem Teil der Edelstahllöcher konzentriert war. Daher ist es entscheidend, sicherzustellen, dass der Analyt in die Löcher eingebracht wird.

Tabelle 1 fasst die Brechungsindexempfindlichkeit und FOM des vorgeschlagenen Sensors zusammen und vergleicht sie mit anderen berichteten Studien [35,36,37]. Die anderen THz-Sensoren basieren alle auf traditionellen Photolithografieprozessen. Man kann sehen, dass der von uns entworfene Edelstahl-Metamaterial-Biosensor mit der günstigen Laserdurchbohrtechnologie eine hervorragende Sensoreigenschaft aufwies.

Experiment

Materialien und Probenvorbereitung

Um die Biosensing-Fähigkeit des vorgeschlagenen THz-Metamaterial-Sensors zu demonstrieren, wurde im Experiment ein Proteinnachweis 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 gefertigten Metamaterial-Biosensors ist in Abb. 8 dargestellt. Die Gesamtgröße des Metamaterial-Biosensors betrug 12 mm × 12 mm.

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 durch Flüssigkeitsabscheidung auf die Biosensoroberfläche aufgebracht. Jeweils 150 μL BSA-Lösung wurden mit einer Pipette auf die Biosensoroberfläche übertragen, und der Biosensor wurde auf einer 40 °C Heizplatte getrocknet. Beim Erhitzen auf 40 °C bildete sich der Proteinenfilm schneller und gleichmäßiger. Jedes Mal vor dem Wechsel auf eine andere BSA-Konzentration wurde das Edelstahlblech in deionisiertes Wasser gegeben und in einem Ultraschallvibrator geschüttelt, um sicherzustellen, dass der Proteinenfilm des vorherigen Prozesses entfernt und die Oberfläche dieses Metamaterial-Biosensors sauber war. Abbildung 9 zeigte die Bilder und Mikroskopbilder des Prozesses der Proteinzugabe und -trocknung. Wie in Abb. 9a gezeigt, war das Edelstahlblech sauber, dann wurde wie in Abb. 9b die BSA-Lösung einer Konzentration auf die Oberfläche des Edelstahlblechs gegeben, und die Lösung blieb aufgrund der Oberflächenspannung des Wassers auf der Biosensoroberfläche und drang nicht durch die Löcher. Nach Erhitzen und Trocknung bildete sich eine dünne Schicht des BSA-Films, wie in Abb. 9c gezeigt.

Um die Situation im Inneren der Edelstahllöcher zu beobachten, wurde eine Seite des Edelstahls abgeschnitten, sodass eine Seite der Löcher freigelegt und mit einem Mikroskop beobachtet werden konnte. Wie in Abb. 9d–g gezeigt, wurde beim Auftropfen und Trocknen der BSA-Lösung eine dünne BSA-Schicht in die Edelstahllöcher eingebracht, hauptsächlich weil der Durchmesser der Löcher viel größer als die Größe der BSA-Proteine ist. Dies beweist, dass der zu detektierende Analyt in den detektionssensitiven Bereich unseres Biosensors eindringen kann, was die Empfindlichkeit dieses Metamaterial-Biosensors erheblich erhöhen kann.

Spektralmessungen

Alle spektralen Messungen wurden mit einem kontinuierlichen Wellen-THz-Spektroskopiesystem (TeraScan 1550, Toptica Photonics AG) durchgeführt. Das System bestand aus Dual-Laser-Steuerung (DLC) Smart-Elektronik, zwei verteilten Rückkopplungslasern (DFB), zwei fasergekoppelten InGaAs-Photomischern und vier 90°-abaxialen parabolischen Spiegeln, wie in Abb. 10 gezeigt. THz-Wellen wurden durch die 90°-abaxialen parabolischen Spiegel kollimiert und auf die Probe fokussiert. Alle Transmissionsspektren wurden durch Scannen zwischen 50 und 1220 GHz in Schritten von 40 MHz mit einer Integrationszeit von 10 ms im schnellen Scan-Modus erhalten, um die Scanzeiten zu reduzieren. Die Polarisation der Terahertzwelle lag entlang der Öffnungsrichtung des Hantelrings.

Experimentelle Ergebnisse und Diskussion

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

Wie in Abb. 11a gezeigt, verschob sich die Resonanzpeakfrequenz mit zunehmender Konzentration der BSA-Lösungen in Richtung niedrigerer Frequenzen (Rotverschiebung). Dieser Trend stimmt mit den Simulationsergebnissen überein. Die Abnahme der Intensität der Resonanz war auf die Absorption der Terahertzwelle durch das BSA-Protein zurückzuführen.

Die Beziehung zwischen der Frequenzverschiebung und der Konzentration der BSA-Lösungen ist nicht linear, was in biologischen Experimenten häufig vorkommt [38, 39]. Das Hill-Modell kann die Bindungsfähigkeit zwischen unserem Metamaterial-Biosensor und Biomolekülen charakterisieren. Daher wurde das Hill-Modell [40] verwendet, um die Experimentaldaten anzupassen, wie in Abb. 11b gezeigt. Die Hill-Gleichung lautet wie folgt:

Δf = Δf_max · [BSA]ⁿ / { K_D + [BSA]ⁿ }

wobei die maximale Peakfrequenzverschiebung Δf_max der Sättigungswert ist, [BSA] die Konzentration der BSA-Lösung, n der Hill-Koeffizient und K_D die Dissociationskonstante.

Mit der Anpassungskurve wie in Abb. 11b gezeigt, wurde der Hill-Koeffizient n auf 0,83 berechnet, und die Dissociationskonstante K_D wurde auf 2,87 mg/mL berechnet. Darüber hinaus betrug Δf_max ca. 166 GHz, was die maximale Peakfrequenzverschiebung bei Sättigungskonzentration anzeigte. Die Hill-Anpassungsergebnisse der Resonanzfrequenz bestätigten die Zuverlässigkeit und Genauigkeit des Experiments.

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

S = Δf_max / δ_max

wobei Δf_max = 166 GHz und δ_max die Oberflächendichte von BSA ist. δ_max wurde bestimmt durch [41]:

δ_max = M_BSA / ( N_A × P_BSA² )

wobei M_BSA = 66.430 g/mol die geschätzte Molekülmasse von BSA [42] ist, N_A = 6,02 × 10²³ mol⁻¹ die Avogadro-Zahl, und P_BSA = 6,96 nm [43] die durchschnittliche Länge eines BSA-Moleküls. δ_max betrug 2,28 ng/mm², und die BSA-Detektionsempfindlichkeit des Biosensors betrug 72,81 GHz/(ng/mm²).

Die mit dem Hill-Modell erhaltene K_D zeigte, dass die Dissociationskonstante stark mit BSA zusammenhing, und die Nachweisgrenze (LOD) C_lim von BSA wurde mit folgender Gleichung berechnet [44]:

C_lim = K_D × S_f / ( Δf_max − S_f )

wobei S_f die spektrale Auflösung von 2 GHz ist. Gleichung (5) zeigt, dass eine kleinere Dissociationskonstante zu einer niedrigeren Nachweisgrenze führte. Somit wurde C_lim auf 0,035 mg/mL berechnet.

Tabelle 2 zeigt die BSA-Sensoreigenschaft unseres Biosensors im Vergleich zu berichteten Studien. Im Experiment betrug die niedrigste Konzentration der BSA-Lösung 0,2 mg/mL, und eine Frequenzänderung von 10,8 GHz wurde erzielt. Im Vergleich zu 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 deutet darauf hin, dass unser vorgeschlagener All-Metall-THz-Metamaterial-Biosensor in vielen biologischen und chemischen Anwendungen eine hervorragende Leistung haben wird.

Basierend auf der hervorragenden Sensoreigenschaft des Edelstahl-Biosensors kann dieser in Zukunft mit spezifischen Antikörpern modifiziert werden, um spezifischen Antigennachweis zu erreichen. Und die Dicke des Edelstahl-Biosensors beträgt nur 50 μm. Mit der Entwicklung der Mikrofluidik-Technologie und Terahertz-Spektroskopie ist es hoffentlich möglich, in Zukunft Echtzeit-Messungen in vivo anzuwenden.

Schlussfolgerung

Zusammenfassend wurde ein Terahertz-Biosensor auf Basis eines All-Metall-Metamaterials zur Messung von Proteinkonzentrationen verwendet. Der Biosensor bestand aus Edelstahl und wurde mittels Laserdurchbohrtechnologie hergestellt. Die maximale Brechungsindexempfindlichkeit und FOM, berechnet mit der CST-Elektromagnetik-Simulationssoftware, betragen 294,95 GHz/RIU bzw. 4,03. Die Probe wurde mit einem kontinuierlichen Wellen-THz-Spektrometer charakterisiert. Die Experimentsergebnisse zeigten, dass für die BSA-Analytlösung die Detektionsempfindlichkeit und Nachweisgrenze 72,81 GHz/(ng/mm²) bzw. 0,035 mg/mL betragen. Dieser Biosensor hat Vorteile wie kleine Bauform, hohe Detektionsempfindlichkeit, niedrige Nachweisgrenzen, Wiederverwendbarkeit, einfache Herstellung und Kosteneffizienz. Diese Forschungsergebnisse sind von erheblicher Bedeutung für zukünftige Anwendungen in der Biomoleküldetektion und Krankheitsdiagnose.

Verfügbarkeit von Daten und Materialien

Alle Daten sind vollständig ohne Einschränkung verfügbar.

Abkürzungen

THz:

Terahertz

RI:

Brechungsindex

FOM:

Gütezahl (Figure of Merit)

BSA:

Bovines Serumalbumin

PET:

Polyethylenterephthalat

DLC:

Dual-Laser-Steuerung

DFB:

Verteilte Rückkopplung

LOD:

Nachweisgrenze (Limit of Detection)