Análisis numérico de óxido de hafnio y material de cambio de fase.

Scientific Reports volumen 13, número de artículo: 7698 (2023) Citar este artículo

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Informamos sobre los resultados de una investigación numérica sobre un material de transición de fase y un sensor de índice de refracción basado en óxido de hafnio (IV) con un amplio rango espectral, que incluye las regiones visible e infrarroja del espectro electromagnético. El sensor se basa en óxido de hafnio (IV) y un material de transición de fase (HfO2). Se estudian tres versiones estratificadas de la estructura propuesta; cada configuración se construye a partir de capas alternas de HfO2, sílice, Ge2Sb2Te5(GST) y plata. Se han estudiado las tres disposiciones diferentes. En este manuscrito se analiza la respuesta de reflectancia de tales estructuras multicapa para índices de refracción que oscilan entre 1 y 2,4. Además, hemos investigado cómo las diferentes alturas de los materiales afectan el rendimiento general de la estructura. Finalmente, hemos proporcionado varias fórmulas para trazas resonantes que pueden usarse para calcular el comportamiento de detección en un rango de longitud de onda específico y valores de índice de refracción. Las ecuaciones correspondientes se muestran a continuación. Hemos calculado numerosas trazas de ecuaciones a lo largo de esta investigación para calcular los valores de longitud de onda y índice de refracción. Se pueden utilizar métodos computacionales para analizar la estructura propuesta, lo que podría ayudar a crear biosensores para detectar una amplia variedad de biomoléculas y biomarcadores, como saliva-cortisol, orina, glucosa, cancerosos y cancerosos, y hemoglobina.

La seguridad alimentaria, el diagnóstico de enfermedades, la selección de medicamentos y la detección de enzimas son áreas en las que los biosensores han logrado grandes avances en los últimos años1,2. Estos sensores utilizan todo tipo de técnicas y equipos de detección. Uno de esos métodos es medir el índice de refracción, que puede usarse para identificar diversas características químicas y biológicas. Las oscilaciones de densidad de carga que se disipan en la interfaz dieléctrico-metal son plasmones de superficie (SP). El campo eléctrico de un metal se deteriora a un ritmo acelerado cuando se expone al aire y al agua. Estimular los SP es un posible primer paso en la creación de ondas polarizadas TM a partir de materiales existentes de forma natural. Los dispositivos plasmónicos pueden utilizar la resonancia de plasmón superficial (SPR) como mecanismo3,4,5 para realizar diversas tareas químicas y de biodetección. La técnica SPR permite la ejecución exitosa de dichos programas. Esta tecnología se ha utilizado en muchas áreas, incluido el análisis de alimentos, las pruebas de drogas y el diagnóstico médico. Debido a sus numerosas ventajas, los sensores SPR y otros métodos de detección contemporáneos se encuentran ahora a la vanguardia de la tecnología para su uso en aplicaciones de detección. El sistema de sensores ideal que podríamos crear sería sensible, de respuesta rápida y sin etiquetas, lo que le permitiría realizar sensores en tiempo real en cualquier plataforma. En el artículo, los autores utilizan un aparato de Kretschmann modificado y espectroscopia de reflexión total atenuada para excitar los SP. En una invención típica de Kretschmann, un prisma de alto índice está recubierto con una fina capa de metal6. El fenómeno de impacto ocurre cuando una onda TM de cierta longitud de onda entra en contacto con un prisma en un ángulo de incidencia mayor que el ángulo crítico entre el metal y el prisma en la interfaz. La capa metálica debe permanecer en contacto con el medio dieléctrico que se está midiendo. A medida que la energía de una onda de entrada pasa a través de una fina capa de metal, se transforma en una onda de plasmón superficial en el metal. Esto da como resultado la creación de lo que se conoce como ondas de plasmón superficial (SP) en la interfaz entre los límites de una capa dieléctrica y metálica. Esto ocurre porque la onda tiene que atravesar el metal para llegar a su destino. Esto ocurre porque la onda debe atravesar el metal antes de alcanzar su objetivo. La luz reflejada desde la base de un prisma es más débil cuando la luz entra en el prisma en un ángulo específico. El término "ángulo de resonancia" se utiliza comúnmente para referirse a este valor angular particular. De esto podemos deducir que las constantes de propagación de las ondas evanescentes y de las ondas que penetran la superficie son las mismas. Uno de los factores más importantes a la hora de determinar este ángulo es el índice de refracción medio a través del cual se genera la resonancia. A menudo se utiliza una capa de metal durante el proceso de fabricación de sensores SPR convencionales. Oro (Au)7 o plata (Ag)8 son ingredientes típicos de este recubrimiento. Para construir sensores SPR que sean capaces de sostener plasmones, se utilizan varios metales diferentes, como plata, oro, indio, aluminio y sodio. Los plasmones son incluso capaces de existir en el sodio en las circunstancias apropiadas. Para construir sensores SPR capaces de sustentar plasmones se utiliza una amplia gama de metales, incluidos cobre, plata, indio, oro, aluminio y sodio. En teoría, los plasmones son capaces de existir en el sodio, dadas las condiciones adecuadas. Debido a su estabilidad, biocompatibilidad y sensibilidad mejoradas, el oro ha reemplazado en gran medida a la plata como material elegido para los sensores SPR en los últimos años9,10,11. Históricamente, la plata se utilizaba a menudo en estos detectores. Una de las muchas formas en que el oro supera a la plata es a través de su mayor sensibilidad. Por otro lado, la plata se puede utilizar para cubrir una capa avanzada, ralentizando el ritmo de oxidación en esa capa9,10,11. Los investigadores comparan la intensidad relativa (RI) del analito antes y después del contacto como parte de su investigación sobre el impacto de las interacciones de biomoléculas en la sensibilidad del sensor. Para que se produzca la resonancia del plasmón superficial, es necesario que la onda evanescente generada por la luz TM esté en fase con la onda del plasmón superficial (SP) (SPR). El perfil de reflectancia puede disminuir si todos estos criterios se cumplen. El ángulo exacto en el que la reflectancia comienza a disminuir depende de varios factores diferentes12,13,14,15. Estos factores incluyen el tipo de prisma utilizado, la longitud de onda de la luz incidente, los materiales, el metal y la forma en que se unieron las biomoléculas. Al evaluar el desempeño de un sensor SPR en términos de sus capacidades de detección, la curva de reflectancia es el principal instrumento utilizado para la evaluación. Un sensor basado en resonancia de plasmones superficiales tiene el potencial de identificar biomoléculas en una muestra líquida. Una vez que las biomoléculas se adhieren a una superficie metálica, producen una capa con un RI más alto que el agua. Si analizamos una muestra, podemos ver que el ángulo de resonancia cambia. El grado de adsorción afecta la capacidad del sensor para identificar biomoléculas en presencia de ruido de fondo. Por lo tanto, al construir sensores basados en SPR, es esencial considerar el tipo de superficie sobre la que se adsorben las biomoléculas. La creación de biosensores depende en gran medida del ajuste, que puede lograrse en parte mediante la aplicación de materiales de transición de fase como GST16. Debido a que GST ahora es parte del biosensor, es posible realizar modificaciones más matizadas al absorbente y al sensor. Se ha demostrado17 que se pueden producir absorbentes insensibles a la polarización empleando metasuperficies de GST como componente activo. Por otro lado, las investigaciones han demostrado que GST puede aumentar el rendimiento de los dispositivos plasmónicos18. El tipo más común de material de transición de fase, el GST, puede alternar entre una forma amorfa (aGST) y un estado cristalino (cGST) según las circunstancias. Estos estados tienen características ópticas y eléctricas únicas, lo que los convierte en un material atractivo para su uso en una amplia variedad de aplicaciones, incluido el almacenamiento de datos, sensores y dispositivos lógicos19. La creación de biosensores que puedan usarse en aplicaciones de detección y conmutación puede beneficiarse del uso de materiales de cambio de fase modificables. Debido a la intensa naturaleza de su interacción con la luz, GST se ha convertido en un componente crítico en el desarrollo de tecnologías nanofotónicas y nanoplasmónicas20. En contraste con su condición amorfa, la forma cristalina de GST puede absorber luz17. Al fabricar biosensores utilizando GST, agregar oro en el espacio entre la capa metálica y la rejilla metálica aumentará la sensibilidad para una vida útil más larga21. El nitruro de silicio (Si3N4) y el dióxido de silicio (SiO2) producidos térmicamente han dominado el mercado para su uso como puertas de transistores en transistores de efecto de campo durante las últimas décadas22,23. Sin embargo, los biosensores convencionales se construyen utilizando silicio semiconductor. Cuando el espesor del semiconductor de óxido metálico complementario (CMOS) con dispositivos basados en material SiO2 disminuye, la alta fuga de óxido de puerta se vuelve más notoria porque la confiabilidad de la capa disminuye.

La capacitancia se puede aumentar sin reducir el espesor dieléctrico a dimensiones de fuga aumentando la constante dieléctrica (K). Para encontrar alternativas al SiO2 para su uso como materiales de entrada con alto contenido de K, se han investigado varios materiales adicionales. El material más popular es el dióxido de silicio. Esta categoría incluye pentóxido de tantalio (Ta2O5), dióxido de titanio (TiO2), dióxido de circonio (ZrO2) y óxido de hafnio (HfO2)24,25,26. El HfO2 es uno de esos compuestos que ha sido objeto de mucha investigación. El HfO2 es más estable térmicamente sobre silicio después de la deposición de capas atómicas (ALD) que el SiO2. De manera similar, el Al2O3 es más estable térmicamente con el Si después de ALD27. Es una diferencia significativa en comparación con otros dieléctricos con alto contenido de K. Por lo tanto, el HfO2 podría surgir como un prometedor material de entrada con alto contenido de K. Estas características podrían considerarse como el impacto de la carga del material cuando se utiliza en un biosensor. Debido a que la capa de óxido de puerta producida en el canal semiconductor se conecta al comportamiento de conmutación de capacitancia constante del canal, la estabilidad térmica aumentada produce una interfaz favorable para el rendimiento eléctrico. La aplicación de un material con alto contenido de K para generar una superficie altamente polar puede ayudar a reducir la energía de activación relativa necesaria para la funcionalización de la superficie. Un material con alto contenido de K puede crear una superficie altamente polar para lograr este resultado.

El dióxido de hafnio (HfO2) es un óxido metálico comúnmente utilizado en la fabricación de sensores debido a su alta constante dieléctrica y excelentes propiedades eléctricas28. En los sensores de resonancia de plasmón superficial (SPR), el HfO2 se utiliza a menudo como una capa de película delgada para mejorar la sensibilidad y la estabilidad del sensor. Se han identificado varios polimorfos o estructuras cristalinas de HfO2, incluidas las monoclínicas, tetragonales y cúbicas29. Sin embargo, el polimorfo más comúnmente utilizado para aplicaciones de sensores SPR es la fase monoclínica, que tiene una constante dieléctrica más alta y es más estable que las otras fases. La elección del polimorfo de HfO2 puede afectar significativamente el rendimiento de un sensor SPR. Por ejemplo, se prefiere la fase monoclínica debido a su mayor sensibilidad y estabilidad, mientras que la fase tetragonal puede exhibir una menor sensibilidad y ser más propensa a transiciones de fase en películas delgadas30. En la región infrarroja de 1,2 a 2,5 µm, la capa de Si se usa comúnmente como sustrato para diversos dispositivos ópticos y electrónicos. Por lo tanto, el dióxido de hafnio (HfO2) se utiliza a menudo como una capa delgada sobre sustratos de Si para fabricar dispositivos ópticos y electrónicos para la región infrarroja. Generalmente se prefiere la fase monoclínica de HfO2 para su uso con la capa de Si en la región infrarroja debido a su alto índice de refracción y baja absorción en este rango de longitud de onda. La fase monoclínica de HfO2 también exhibe una buena estabilidad térmica y mecánica, lo que la hace adecuada para su uso en aplicaciones de alta temperatura.

En la Fig. 1 se muestran los esquemas del sensor de índice de refracción basado en analitos de Si-GST-Si-HfO2-Si-Ag de múltiples capas. En esta investigación, se utiliza una simulación utilizando la técnica de elementos finitos (FEM) para construir y evaluar el modelo sugerido. Los sensores representados en la Fig. 1 se simularon utilizando el software COMSOL Multiphysics. El sensor sugerido se ha modelado como un modelo 2D mediante luz incidente sobre la estructura multicapa (Si–GST–Si–HfO2–Si–Ag–Analyte) utilizando condiciones de contorno periódicas y puertos en las direcciones x e y en los dos puertos. modelos31. Para este modelo basado en FEM, hemos utilizado una fina malla mapeada a escala controlada por la física con componentes que varían de pequeños a grandes. La onda infrarroja se excita desde la parte superior de la estructura, como se muestra en la Fig. 1a. La onda reflejada se observa desde el mismo puerto en los parámetros de reflectancia. El puerto 2 (lado inferior de la estructura general en la dirección Z) se utiliza para identificar la transmitancia a través de la estructura general de la celda unitaria.

Sensor de índice de refracción sintonizable multicapa basado en una matriz de nanopartículas de plata para el espectro de frecuencia infrarroja. (a) Vista tridimensional del sensor de índice de refracción de material multicapa basado en una matriz de nanopartículas de plata propuesto. ( b ) Estructura de celda unitaria con una estructura de múltiples capas formada con analito Si – GST – Si – HfO2 – Si – Ag.

Una celda unitaria se asocia típicamente con estructuras cristalinas, ya que se refiere a la unidad que se repite de una red cristalina32,33. Sin embargo, esto no significa que el concepto no pueda aplicarse a otras estructuras o sistemas. En el contexto de los sensores de guía de ondas, es posible definir una celda unitaria como la estructura repetitiva básica que forma el sensor. Muchos investigadores están utilizando esta técnica para una mejor comprensión. Podría incluir la geometría y las dimensiones de la guía de ondas y cualquier material o recubrimiento utilizado para mejorar sus capacidades de detección. Al comprender las propiedades de la celda unitaria, es posible predecir el comportamiento del sensor en su conjunto. Las propiedades de la capa metálica, incluido su espesor y propiedades ópticas, así como las dimensiones y geometría de la propia guía de ondas, pueden considerarse parte de la celda unitaria. Al comprender cómo los cambios en estas propiedades afectan la respuesta SPR del sensor, es posible diseñar y optimizar el sensor para aplicaciones de detección específicas. Por ejemplo, al variar el espesor de la capa metálica dentro de la celda unitaria, es posible ajustar la respuesta SPR del sensor a diferentes longitudes de onda de luz. Puede detectar diferentes analitos o moléculas en una muestra de forma selectiva. De manera similar, optimizar la geometría de la guía de ondas dentro de la celda unitaria puede mejorar la sensibilidad y la relación señal-ruido del sensor, lo que lleva a mejores límites de detección y precisión. La Figura 1a muestra la vista tridimensional propuesta de la estructura propuesta. La Figura 1b muestra la estructura de la celda unitaria con la notación de la dimensión. Esta estructura de múltiples capas se investiga numéricamente en geometría bidimensional donde las condiciones de contorno se establecen condiciones de contorno periódicas. Se imparte una onda óptica infrarroja desde la parte superior de la estructura propuesta. Los valores de altura se establecen como hS1 = hS2 = hS3 = 40 nm, hGST = 60 nm, hf = 60 nm y hAg = 40 nm. La dimensión de la celda unitaria L se establece en 200 nm. Hemos considerado la capa intercalada de sílice para todos los materiales porque es fácil cultivar la mayor parte del nuevo material sobre un sustrato de sílice estándar.

El campo eléctrico muestra una fuerte discontinuidad a lo largo de la superficie normal cuando los electrones libres causados por una luz incidente se acoplan con una superficie metálica en contacto con un dieléctrico. Esto se debe a que el movimiento de los electrones libres contradice la normal a la superficie. Dado que el componente E de las ondas polarizadas s en modo TE es perpendicular a la superficie normal, estas ondas no pueden sostener plasmones de superficie, que están polarizados p (modo TM). Por lo tanto, los componentes electromagnéticos de la luz entrante polarizada p se pueden representar de la siguiente manera (usando las ecuaciones 1 y 2):

Al integrar las ecuaciones anteriores en las ecuaciones de Maxwell bajo condiciones de contorno adecuadas34, obtenemos la ecuación para establecer la resonancia, denotada por la ecuación. (3) a continuación.

En esta expresión, c representa la velocidad de la luz, λ es la longitud de onda de la luz entrante, la frecuencia angular se denota como \(\omega\), el ángulo de incidencia se denota como θRES, \({\varepsilon }_{p }\) la permitividad del prisma, \({\varepsilon }_{m}\) la del metal y \({\varepsilon }_{a}\) la del medio circundante. La ecuación anterior se puede reducir a \({k}_{x}=2\pi /{\lambda }_{0}{n}_{p}\mathrm{sin}\theta =\mathrm{Re}\ izquierda\{{k}_{SP}\right\}\)35. En esta ecuación, kx representa el vector de onda en la dirección x, np representa el índice de refracción del prisma, θ representa el ángulo de incidencia, λ0 representa la longitud de onda en el vacío y \(\mathrm{Re}\left\{{k }_{SP}\right\}\) especifica el componente real del vector de onda SP en la dirección x en la interfaz metal-dieléctrico. Para conseguir el mejor rendimiento posible se utiliza una capa de silicio con un espesor de hS1=h S2= hS3 = 40 µm. El índice de refracción del silicio se determina mediante la ecuación de Sellmeir, que se escribe de la siguiente manera: Ec. (4)

donde λ es la longitud de onda de la luz incidente y se mide en el rango de µm. Las propiedades espectrales de cualquier pieza específica de metal a granel se pueden caracterizar mediante el uso de dos parámetros diferentes: la longitud de onda del plasma (\({\lambda }_{\rm{p}}\)) y la longitud de onda de colisión a granel (\({\ lambda }_{\rm{cb}}\)). Para ser más específicos, la longitud de onda del plasma es la longitud de onda que corresponde a la frecuencia de las oscilaciones de la densidad electrónica en el metal. Dado que las oscilaciones de la densidad electrónica se amortiguan mediante colisiones entre electrones en el metal en masa, la longitud de onda correspondiente a éstas se conoce como longitud de onda de colisión en masa. La fórmula para determinar la longitud de onda del plasma se proporciona en la ecuación. (5), y es el siguiente:

La fórmula para calcular la longitud de onda de colisión, que se indica arriba como Ec. (6), es el siguiente:

En esta ecuación, \(N\) representa la concentración de electrones, \(e\) representa la carga de un electrón, \(c\) representa la velocidad de la luz, \({\varepsilon }_{0}\) representa la permitividad del vacío, \({v}_{\rm{f}}\) representa la velocidad de los electrones en la energía de Fermi, \(m\) representa la masa de un electrón y Rbulk representa el camino libre medio de electrones de conducción en la energía de Fermi. Es necesario examinar un modelo sencillo y preciso para obtener el mejor resultado posible al tratar con la conductividad del metal. El modelo de Lorentz-Drude es un método para comprender las características electromagnéticas de los metales basado en la mecánica clásica. Este modelo se basa en tres supuestos esenciales para identificar la conductividad de los metales. Este método da como resultado una representación precisa de metales como el oro, la plata y el aluminio. El modelo de Lorentz-Drude es la opción más práctica a la hora de parametrizar las constantes ópticas del metal36. Tanto los electrones unidos como los libres afectan las propiedades ópticas típicas de los medios metálicos. Como resultado, el término de Lorentz para la transición entre bandas y el componente Drude para el efecto intrabanda se explican en la forma del modelo Drude-Lorentz dentro de la permitividad dieléctrica compleja que les corresponde 37. Según el modelo Drude del electrón libre , la constante dieléctrica compleja del metal se puede representar en términos de plasma y longitud de onda de colisión utilizando la fórmula proporcionada en la ecuación. (7)38. Se descubrió expresándolo en términos de longitud de onda del plasma.

donde λ es una longitud de onda específica entre el rango de longitudes de onda que se han seleccionado, λp es la longitud de onda de la resonancia plasmónica y \({\lambda }_{\rm{cb}}\) es la longitud de onda a la que las dos ondas chocar. Los valores 1,4541 × 10–7 m y 1,7614 × 10−5 m se han extraído de los datos disponibles en 39,40. Para las longitudes de onda plasmónica y de colisión, respectivamente, para el rango de longitud de onda adecuado y el metal plateado específico. Estos valores fueron derivados. La ecuación utilizada para obtener el índice de refracción a partir de esta información se da en la ecuación. (8).

Los índices de refracción de PCM, como aGST y cGST, se calcularon en función de la frecuencia. La parte real de aGST está en el rango de 2,6 a 4,6 y la parte imaginaria está en el rango de 0 a 2,4 para el rango de 100 a 800 THz. De manera similar, la parte real de cGST está en el rango de 2,25 a 7,16, y la parte imaginaria está de 0 a 4,1 en el rango de 100 a 800 THz. Los datos relativos se consideran a partir de los datos disponibles en41.

Después de observar la distribución eléctrica del método FEM en el software de física COMSOL, las propiedades radiativas de las multicapas del biosensor, como la reflectancia y la transmitancia, se pueden calcular utilizando uno de tres métodos: el método de la matriz de transferencia, la metodología de rastreo de campo o la onda resultante. método. El enfoque de la matriz de transferencia es el más preciso de estos métodos ya que no depende de aproximaciones. Por lo tanto, aplicaremos el método de matriz de transferencia (TMM) en el biosensor para estudiar las características de rendimiento de la estructura multicapa sugerida para la luz de polarización paralela que llega desde la parte superior del eje z en el modelo de dos puertos, como la reflectancia. Se hizo para que pudiéramos aprender más sobre estas características. Aplicamos las condiciones de contorno indicadas en la ecuación. (9)42, lo que da como resultado la siguiente ecuación matricial, que representa la interrelación entre el campo eléctrico tangencial y los componentes del campo magnético en el límite de la primera capa y el límite de la última capa, respectivamente.

E1 y EN-1 son componentes del campo eléctrico, y H1 y HN-1 son componentes del campo magnético para las capas 1 y N, respectivamente. La ecuación (10) representa la matriz T43 aún más simplificada. Para construir la matriz de transferencia, es necesario calcular los valores de cambio de fase y admitancia para cada capa usando la fórmula presentada en la ecuación. (11) 44.

donde qm y βm son la admitancia y el desplazamiento de fase de la m-ésima capa, respectivamente, para determinarlos es necesario conocer parámetros específicos, como nm, que representa el índice de refracción de la m-ésima capa, dm, que se refiere al espesor de la m-ésima capa, np, que representa el índice de refracción del prisma, y in, que representa el ángulo de incidencia del prisma. Para el sensor de plasmón de superficie de N capas, es necesario considerar el agregado de estas reflexiones al calcular la reflexión total porque surgen diferentes reflexiones en la interfaz de cada capa dependiendo de la luz entrante en el prisma y la primera capa. Estas reflexiones dependen unas de otras. En el modelo de N capas, una onda que se propaga polarizada P a través de las capas sucesivas puede caracterizarse mediante la matriz de transferencia, como se indica en la ecuación. (12). En simplificaciones matemáticas adicionales, el coeficiente de reflexión para la luz incidente polarizada p en el biosensor propuesto de capa N se calcula como la ecuación. (13).

Por último, la reflectancia de la estructura multicapa se expresa como \({R}_{p}={\left|{r}_{p}\right|}^{2}.\) Hemos investigado numéricamente la propuesta Estructura multicapa utilizando el software multifísico COMSOL. Inicialmente, establecimos los valores de altura de todas las estructuras en 40 nm. Los valores de reflectancia calculados del puerto de reflectancia para los diferentes valores de índice de refracción se muestran en la Fig. 2. La Figura 2a muestra la variación en la reflectancia para la estructura en capas analito-Ag-Si-HfO2-Si-GST-Si considerando el aGST como fase del GST para valores de RI de 1 a 2,4. De manera similar, la Fig. 2b muestra la variación calculada en la reflectancia de la estructura propuesta para la fase cGST. En ambas figuras, hemos identificado un total de 20 trazas de la ecuación (P1-P20) de los valores mínimos de reflectancia. El notable cambio de longitud de onda en ambas fases del material GST también se observa en la respuesta espectral general. El efecto de la capa de HfO2 en el espectro de reflectancia general para los valores de RI de 1 a 2,4 también se investiga y se presenta en las figuras 3a, b. La Figura 3a muestra la variación de reflectancia para todo el espectro de longitud de onda y el espectro de índice de refracción para la estructura analito-Ag-Si-GST-Si en condiciones de fase GST del material GST. De manera similar, la Fig. 3b muestra la variación en la reflectancia para las condiciones de la fase cGST del material GST para la estructura en capas analito-Ag-Si-GST-Si. Hemos identificado el total de 18 trazas de reflectancia (E1 a E18) para los valores específicos de longitud de onda y rangos de índice de refracción. Las trazas derivadas con su rango de longitud de onda, rango de índice de refracción y una ecuación cuadrática en la Tabla 1 para la estructura en capas analito-Ag-Si-HfO2-Si-GST-Si. De manera similar, la ecuación cuadrática derivada para la estructura basada en analito-Ag-Si-GST-Si se muestra en la Tabla 2. Podemos usar esta ecuación para diseñar el biosensor donde los diferentes analitos de índice de refracción muestran diferentes picos de resonancia en diferentes valores de longitud de onda. Este sensor se puede utilizar en la creación de biosensores infrarrojos para detectar etanol, agua, glucosa, orina45, biotina-estreptavidina, fibrinógeno 46,47 y hemoglobina 46,47. El valor del índice de refracción de esta biomolécula oscila principalmente entre 1 y 1,7 dependiendo de la concertación de los biomarcadores.

Respuesta de reflectancia para las diferentes (a) fase aGST y (b) fase cGST del material de cambio de fase. Las trazas marcadas como P1 a P20 son la posible ecuación cuadrática para identificar la sensibilidad para el rango específico del índice de refracción y la longitud de onda. La estructura en capas formada en esta respuesta es analito-Ag-Si-HfO2-Si-GST-Si.

Respuesta de reflectancia calculada para (a) la fase aGST y (b) la fase cGST de GST en ausencia de material de HfO2. La estructura en capas formada en esta respuesta es analito-Ag-Si-GST-Si. Además, las trazas E1-E18 muestran una ecuación cuadrática propuesta para determinar la sensibilidad en un rango dado de índice de refracción y longitud de onda.

El análisis comparativo de diferentes estructuras en capas se muestra en la Fig. 4 para HfO2 –GST y solo estructuras basadas en GST. El cambio en la reflectancia para el espectro infrarrojo calculado para la estructura del material HfO2 –GST se muestra en la Fig. 4a. De manera similar, en la Fig. 4b se puede mostrar la estructura de reflectancia solo para la estructura basada en GST. El índice de refracción para este cálculo se establece en 2,1 para ambos gráficos. El cambio de longitud de onda detallado para ambas estructuras se muestra en las Figs. 5 y 6. Hemos resaltado los seis gráficos de cambio de longitud de onda para la estructura HfO2-GST y ocho únicamente para la estructura basada en GST. En la estructura basada en HfO2-GST, el cambio máximo de longitud de onda de 100 nm se observa entre 1,52 y 1,62 µm de la banda, como se muestra en la Fig. 5d. La longitud de onda mínima de 1 nm se observa entre la banda de operación de 0,79 a 0,83 µm. De manera similar, se observa un cambio máximo de longitud de onda de 110 nm entre 1,25 y 1,4 µ del espectro de longitud de onda solo para el sensor de índice de refracción basado en GST, como se muestra en la Fig. 6e. El cambio mínimo de longitud de onda de 20 nm se observa entre la banda de 8,4 a 8,9 µm, como se muestra en la Fig. 6b. En general, se observa que el cambio en la fase del material GST (aGST-cGST) hace que el cambio de longitud de onda general sobre el espectro de longitud de onda calculado, lo que en última instancia resulta en la sintonizabilidad del sensor de índice de refracción general. La temperatura del material GST se puede controlar utilizando una fuente térmica externa, como una estructura calefactora integrada, para lograr la sintonizabilidad de estos dispositivos fotónicos. El efecto de diversos parámetros físicos sobre el comportamiento de reflectancia del sensor se calcula y presenta en las Figs. 7 y 8. Las Figuras 7a, b muestran la variación en la reflectancia para las diferentes fases del material GST y los valores de la altura de GST. Se identifica que existe una dependencia significativa de la altura del material GST. La variada respuesta dispersa en la fase aGST también se observa para los diferentes valores de altura. Los valores de sílice y HfO2 se mantienen a 40 nm para este cálculo. Podemos observar la pendiente positiva y negativa de la longitud de onda y la altura GST, como se muestra en la Fig. 7b. El efecto de la altura del GST es más significativo para > 1,3 µm del espectro de longitud de onda. El efecto de la altura de sílice sobre el rendimiento de refracción se muestra en la Fig. 7c, d. Las Figuras 7c, d muestran la variación en la amplitud de reflexión para la fase aGST / cGST, respectivamente. La variación en la altura de Sílice nos permite elegir la oblea para el desarrollo del crecimiento de la capa superior de GST/HfO2/Ag. De manera similar, el efecto de la capa de HfO2 se muestra en la Fig. 7e, f para la estructura aGST y cGST, respectivamente. Tanto en sílice como en HfO2, los valores de reflexión dependen en gran medida de la altura debido a la intensidad de la luz atrapada por estas capas.

Análisis comparativo de la respuesta de reflectancia generada (a) con HfO2 y (b) sin sensor de índice de refracción SPR basado en capas de HfO2. La variación en ambas estructuras en capas se muestra para las dos fases del material de cambio de fase (aGST/cGST).

(a – f) Gráficos comparativos para identificar el cambio de longitud de onda mientras el material de cambio de fase cambiará su estado de amorfo a cristalino (aGST a cGST). La respuesta se presenta para el rango específico de longitud de onda donde los valores de reflectancia son mínimos. La respuesta se genera para la estructura con capas de estructura SPR como analito –Ag–Si–HfO2–Si–GST–Si.

(a – h) Gráficos comparativos para identificar el cambio de longitud de onda mientras el material de cambio de fase cambiará su estado de amorfo a cristalino (aGST a cGST). La respuesta se presenta para el rango específico de longitud de onda donde los valores de reflectancia son mínimos. La respuesta se genera para la estructura con capas de estructura SPR como analito – Ag – Si – GST – Si.

Respuesta de reflectancia calculada para las diferentes alturas de las capas de material. Variación de reflectancia para diferentes valores de altura de (a) GST, (c) sílice y (e) HfO2 para la fase aGST del material de cambio de fase. Variación de reflectancia para diferentes valores de altura de (b) GST, (d) sílice y (f) HfO2 para la fase cGST del material de cambio de fase.

Respuesta de reflectancia calculada para los diferentes valores de la altura del resonador (hAg) para (a) aGST y (b) fase cGST del material GST. El efecto en la reflectancia mientras cambia el ángulo de incidencia de las ondas de entrada para (a) aGST y (b) cGST del material de cambio de fase.

El resonador de Ag superior generará el momento dipolar en el sensor de índice de refracción propuesto para atrapar la luz. Las Figuras 8a, b, respectivamente, indican la influencia en la reflectancia para los distintos valores de altura de los resonadores de plata para la fase aGST y la fase cGST del material. En esta respuesta, se ha observado que existen algunas diferencias sutiles entre la fase aGST y la fase cGST. Mientras que los cambios de altura para cada fase individual también muestran cambios menores para estos parámetros. En algunos de los puntos de longitud de onda, la longitud de onda resonante no se desplaza mucho en comparación con otros cambios de parámetros físicos. El efecto del ángulo oblicuo incidente sobre el rendimiento general de la reflectancia se muestra en la Fig. 8c, d. Se observa que el ángulo dependía de la respuesta de los puntos de resonancia específicos. En la Fig. 8c, la respuesta de reflectancia constante se observa a 1,5 µm para la fase aGST del material GST. De manera similar, reflectancia constante a 1,6 µm para la fase cGST del material.

Las Figuras 9 y 10 muestran el campo eléctrico normalizado responsable de las fases aGST y cGST de la estructura en capas analito-Ag-Si-HfO2-Si-GST-Si. Estas figuras se simulan con el método de elementos finitos en el software multifísico COMSOL con análisis periódicos de modo de límite y condiciones del puerto. La Figura 9 muestra los puntos de resonancia a 0,84 µm, 0,94 µm, 1,125 µm, 1,373 µm, 1,52 µm, 1,82 µm y 2,26 µm para la fase aGST. De manera similar, la Fig. 10 muestra los diferentes puntos de resonancia de 0,70 µm, 0,80 µm, 0,94 µm, 1,12 µm, 1,39 µm, 1,62 µm, 1,82 µm y 2,295 µm para la fase cGST del material. El efecto de la interferencia del campo eléctrico normalizado difiere para los diferentes puntos. La concentración de energía para las diferentes estructuras en capas difiere para picos de resonancia específicos. En todos los casos, la capa superior de Ag funcionó como dipolo resonante para atrapar la longitud de onda específica, que diferirá según el analito colocado en la parte superior de la estructura. Hemos identificado las curvas de ajuste para los sensores de índice de refracción propuestos para todas las trazas de ecuación P1 – P20 y E1 – E18. La curva comparativa de la ecuación y su curva de seguimiento se muestran en las Figs. 11 y 12 para las fases aGST y cGST de la estructura en capas Analito-Ag-Si-GST-Si. De manera similar, las Figs. 13 y 14 para las fases aGST y cGST de la estructura en capas analito-Ag-Si-HfO2-Si-GST-Si. Se identifica que todas las ecuaciones de curva calculadas están equipadas con los puntos de traza de los valores de reflectancia en el rango específico de longitud de onda y el índice de refracción.

Cambios en el componente del campo eléctrico Ez para las diferentes caídas de reflectancia de la fase aGST del sensor SPR propuesto. El valor del índice de refracción se considera 1,34.

Cambios en el componente del campo eléctrico Ez para las diferentes caídas de reflectancia de la fase cGST del sensor SPR propuesto. El valor del índice de refracción se considera 1,34.

Curva de ajuste cuadrático calculada para la ecuación (a – i) E1 – E9 derivada de los cambios en el pico de longitud de onda resonante y su índice de refracción asociado para la fase aGST del material. La estructura multicapa formada en esta respuesta es analito-Ag-Si-GST-Si.

Curva de ajuste cuadrático calculada para la ecuación (a – i) E10 – E98 derivada de los cambios en el pico de longitud de onda resonante y su índice de refracción asociado para la fase cGST del material. La estructura multicapa formada en esta respuesta es analito-Ag-Si-GST-Si.

Curva de ajuste cuadrático calculada para la ecuación (a – i) P1 – P10 E98 derivada de los cambios en el pico de longitud de onda resonante y su índice de refracción asociado para la fase aGST del material. La estructura multicapa formada en esta respuesta es analito-Ag-Si-HfO2-Si-GST-Si.

Curva de ajuste cuadrático calculada para la ecuación (a – i) P11 – P20 E98 derivada de los cambios en el pico de longitud de onda resonante y su índice de refracción asociado para la fase cGST del material. La estructura multicapa formada en esta respuesta es analito-Ag-Si-HfO2-Si-GST-Si.

Los índices de refracción de las diferentes biomoléculas se consideran a partir de la base de datos de referencia proporcionada en 47,48,49,50,51. Según la literatura publicada anteriormente, los índices de refracción del agua, etanol, plasma sanguíneo, orina, glucosa, hemoglobina, biotina, saliva y sudor oscilan entre 1 y 2,5. Las longitudes de onda resonantes son aquellas que proporcionan máxima transmitancia, es decir, picos de resonancia. El concepto esencial de la detección de un sensor RI es que si el índice de refracción o cualquiera de las dimensiones espaciales del sensor cambian, las longitudes de onda resonantes se desplazarán a una región de longitud de onda más larga o más corta, lo que llevará a la identificación del material desconocido. La detección de un analito desconocido utilizando biosensores SPR también se puede realizar basándose en cambios en la longitud de onda de la luz reflejada en lugar del ángulo de incidencia. Estos son los pasos involucrados en este método:

Preparación de la superficie de detección: se deposita una fina película o rejilla metálica sobre un sustrato de vidrio o cuarzo y se une una molécula conectora a la superficie metálica. La molécula conectora puede inmovilizar un receptor específico, como un anticuerpo, que se une selectivamente al analito de interés.

Introducción del analito desconocido: la muestra que contiene el analito desconocido se introduce en la superficie de detección. El analito puede interactuar con el receptor y provocar un cambio en el índice de refracción de la superficie de detección.

Medición del espectro de luz reflejada: se utiliza una fuente de luz de banda ancha para iluminar la superficie de detección y el espectro de luz reflejada se mide con un espectrómetro. El espectro de luz reflejada contiene una caída característica, llamada caída de plasmón, en una longitud de onda específica.

Detección del analito: a medida que el índice de refracción de la superficie de detección cambia debido a la interacción con el analito, la longitud de onda de la inmersión del plasmón cambia. La cantidad de desplazamiento es proporcional al cambio en el índice de refracción de la superficie de detección, que a su vez depende de la concentración del analito.

Cuantificación del analito: la concentración del analito se puede determinar comparando el cambio medido en la longitud de onda de la inmersión del plasmón con una curva de calibración obtenida usando concentraciones conocidas del analito.

En general, detectar un analito desconocido utilizando biosensores SPR basados en cambios en la longitud de onda de la luz reflejada implica medir el cambio en la longitud de onda de la inmersión del plasmón a medida que el índice de refracción de la superficie de detección cambia debido a la interacción con el analito. La concentración del analito se puede determinar comparando el desplazamiento medido con una curva de calibración 45,46,47,48,52,53.

También podemos identificar el valor de la sensibilidad del sensor de índice de refracción propuesto en estas trazas de ecuación aplicando la fórmula diferencial de \(S=d\lambda /dn\). Podemos identificar a partir de las diferentes ecuaciones de traza que la pendiente de la curva se ve afectada principalmente por la variación de la sensibilidad. En una curva lineal, la variación de la sensibilidad es constante en todo el rango, como se observa en varias curvas (por ejemplo, P12, P14, P15). La variación abrupta de la sensibilidad se puede observar para curvas como P6, P17 y P18. Se puede observar una variación de sensibilidad similar en la curva E1 a E18. La variación de sensibilidad en la curva E6 oscila entre 132 y 1240 nm/RIU. La variación de sensibilidad es leve ante el cambio abrupto entre 1,2 y 1,3 µm de la longitud de onda, que es 132 nm/RIU. En otros rangos, la sensibilidad es mayor cuando la linealidad cambia entre los valores del índice de refracción y la longitud de onda. Esta investigación nos permite elegir el rango de índice de refracción operativo para muestras de biomoléculas específicas, y esto se debe a que se amplía el rango de valores de RI entre los que podemos elegir. La estructura planificada también se puede perfeccionar con la ayuda de dos fases separadas del material GST, denominadas aGST y cGST. Ambas fases son sensibles a las fluctuaciones de temperatura. Las ecuaciones se construyen aprovechando el comportamiento ajustable de la estructura para calcular la reflectancia global de la estructura. Es posible alterar el comportamiento del sensor de índice de refracción general.

Hemos mostrado los resultados de estudios numéricos de un material de transición de fase y un sensor de índice de refracción operado por longitud de onda visible e infrarroja basado en HfO2 para una amplia gama de detección de biomoléculas. Se exploran tres diseños en capas diferentes para aprender más sobre la arquitectura sugerida; cada uno tiene capas de materiales suplementarios como HfO2, GST, plata y sílice. Calculamos la respuesta de reflectancia de la estructura multicapa utilizando un espectro de índice de refracción de 1,2 a 2,4. Además, hemos analizado cómo la altura de los distintos materiales afecta al rendimiento de la construcción en su conjunto. Hemos presentado el efecto de los diferentes materiales con sus parámetros de altura para identificar el rendimiento optimizado del sensor. Hemos calculado varias ecuaciones de trazas resonantes utilizando diferentes puntos de resonancia, puntos de longitud de onda y valores de índice de refracción que pueden usarse para determinar el comportamiento de detección para un rango de longitud de onda y valores de índice de refracción particulares. Estas ecuaciones se pueden encontrar en nuestro artículo. Hemos creado un total de 20 ecuaciones en la estructura en capas analito-Ag-Si-HfO2-Si-GST-Si para ayudar a determinar el comportamiento del sensor propuesto en un rango específico de índice de refracción y espectro de longitud de onda. También hemos calculado que hemos creado 18 ecuaciones en la estructura en capas analito-Ag-Si-GST-Si. La temperatura puede provocar transiciones entre las fases aGST y cGST del material GST, que luego pueden usarse para ajustar la estructura sugerida. Con la ayuda de la estructura recomendada se puede construir un biosensor capaz de detectar una gran variedad de biomoléculas. Estas biomoléculas se pueden observar en la glucosa, el colesterol, la hemoglobina, la orina y el cortisol salival.

Datos disponibles según solicitud razonable del autor correspondiente.

Brighton, SW Infecciones por el virus chikungunya. S. África. Medicina. J. 59(16), 552 (1981). http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pubmed/7221758. Consultado el 1 de septiembre de 2022 (2022).

Kushwaha, AS, Kumar, A., Kumar, R., Srivastava, M. & Srivastava, SK Biosensor de resonancia de plasmón superficial (SPR) a base de óxido de zinc, oro y grafeno para la detección de pseudomonas como bacterias: un estudio comparativo. Óptica (Stuttg) 172, 697–707. https://doi.org/10.1016/j.ijleo.2018.07.066 (2018).

Artículo ADS CAS Google Scholar

Afroozeh, A. Mejora de la detección de la resonancia de plasmón de superficie de nanoestructura en un resonador de anillo de fibra óptica. Optar. Electrón cuántico. https://doi.org/10.1007/s11082-021-03345-5 (2021).

Artículo de Google Scholar

Babaei, E., Sharifi, Z. y Gordon, R. Mejora de la sensibilidad de los sistemas de resonancia de plasmones de superficie existentes con plasmones de superficie de corto alcance acoplados a rejillas. J. Optar. Soc. Soy. B 36(8), F144. https://doi.org/10.1364/josab.36.00f144 (2019).

Artículo CAS Google Scholar

Masson, JF Biosensores clínicos de resonancia de plasmón superficial para diagnóstico médico. Sensores ACS (Sociedad Química Estadounidense) 2(1), 16–30. https://doi.org/10.1021/acssensors.6b00763 (2017).

Artículo CAS Google Scholar

Taya, SA, Al-Ashi, NE, Ramahi, OM, Colak, I. y Amiri, IS Sensor óptico basado en resonancia de plasmón superficial que utiliza una fina capa de plasma. J. Optar. Soc. Soy. B 38(8), 2362. https://doi.org/10.1364/josab.420129 (2021).

Artículo ADS CAS Google Scholar

Sohrabi, F. & Hamidi, SM Neuroplasmonics: de la configuración de Kretschmann a los cristales plasmónicos. EUR. Física. J. Plus (Springer) 131(7), 221. https://doi.org/10.1140/epjp/i2016-16221-5 (2016).

Artículo CAS Google Scholar

Fen, YW, Yunus, WMM y Talib, ZA Monitoreo en tiempo real de la interacción de iones de plomo en la superficie de oro/quitosano mediante espectroscopia de resonancia de plasmón de superficie. Indio J. Phys. 86(7), 619–623. https://doi.org/10.1007/s12648-012-0082-6 (2012).

Artículo ADS CAS Google Scholar

Prajapati, YK, Pal, S. & Saini, JP Efecto de un metamaterial y capas de silicio sobre el rendimiento del biosensor de resonancia de plasmón superficial en el rango infrarrojo. SILICIO 10(4), 1451-1460. https://doi.org/10.1007/s12633-017-9625-y (2018).

Artículo CAS Google Scholar

Kumar, R., Pal, S., Prajapati, YK y Saini, JP Mejora de la sensibilidad del sensor SPR basado en MXene utilizando silicio: análisis teórico. SILICIO 13(6), 1887–1894. https://doi.org/10.1007/s12633-020-00558-3 (2021).

Artículo CAS Google Scholar

Yamamoto, M. Teoría de la resonancia de plasmones superficiales (SPR): Tutorial. Rev. Polarogr. 48(3), 209–237. https://doi.org/10.5189/revpolarography.48.209 (2002).

Artículo de Google Scholar

Xia, G. y col. Mejora de la sensibilidad de materiales bidimensionales basada en la optimización genética en resonancia de plasmones superficiales. Sensores (Suiza) 19(5), 1198. https://doi.org/10.3390/s19051198 (2019).

Artículo ADS CAS Google Scholar

Lahav, A., Auslender, M. y Abdulhalim, I. Mejora de la sensibilidad de los sensores de resonancia de plasmón de superficie de onda guiada. Optar. Letón. 33(21), 2539. https://doi.org/10.1364/ol.33.002539 (2008).

Artículo ADS CAS PubMed Google Scholar

Schasfoort, RBM Capítulo 1. Introducción a la resonancia de plasmones de superficie. en Manual de resonancia de plasmones superficiales. 1–26. https://doi.org/10.1039/9781788010283-00001 (Real Sociedad de Química, 2017).

Piliarik, M. & Homola, J. Sensores de resonancia de plasmón superficial (SPR): ¿se acercan a sus límites? Optar. Expreso 17(19), 16505. https://doi.org/10.1364/oe.17.016505 (2009).

Artículo ADS CAS PubMed Google Scholar

Guo, Z. et al. Absorbedor y sensor de sintonización activa e independiente de la polarización en la región infrarroja basado en el material de cambio de fase de Ge2Sb2Te5 (GST). Ciencia. Representante https://doi.org/10.1038/s41598-018-30550-2 (2018).

Artículo PubMed PubMed Central Google Scholar

Wei, M., Song, Z., Deng, Y., Liu, Y. y Chen, Q. Interruptor de absorción de infrarrojo medio de gran ángulo habilitado por metasuperficies GST independientes de la polarización. Madre. Letón. 236, 350–353. https://doi.org/10.1016/j.matlet.2018.10.136 (2019).

Artículo CAS Google Scholar

Gerislioglu, B. et al. El papel de Ge2Sb2Te5 en la mejora del rendimiento de dispositivos plasmónicos funcionales. Madre. Hoy Phys. https://doi.org/10.1016/j.mtphys.2020.100178 (2020).

Artículo de Google Scholar

Song, WD, Shi, LP, Miao, XS & Chong, CT Síntesis y características de un material magnético de cambio de fase. Adv. Madre. 20(12), 2394–2397. https://doi.org/10.1002/adma.200702282 (2008).

Artículo CAS Google Scholar

Hutsell, SQ, Kimple, RJ, Siderovski, DP, Willard, FS y Kimple, AJ Inmovilización de proteínas de alta afinidad utilizando estrategias de acoplamiento basadas en biotina y GST. Métodos Mol. Biol. 627, 75–90. https://doi.org/10.1007/978-1-60761-670-2_4 (2010).

Artículo CAS PubMed PubMed Central Google Scholar

Zhang, L., Wang, Y., Zhou, L. y Chen, F. Absorbedor perfecto sintonizable basado en rejilla de oro que incluye material de cambio de fase en el rango visible. Aplica. Física. Una Mater. Ciencia. Proceso. 125(5), 1–7. https://doi.org/10.1007/s00339-019-2669-7 (2019).

Artículo CAS Google Scholar

Wang, J. Biosensores electroquímicos: hacia el diagnóstico del cáncer en el lugar de atención. Biosens. Bioelectrón. 21(10), 1887–1892. https://doi.org/10.1016/j.bios.2005.10.027 (2006).

Artículo CAS PubMed Google Scholar

Castellarnau, M. et al. Posicionamiento celular integrado y biosensores ISFET basados en células. Sensores Actuadores B Chem. 120(2), 615–620. https://doi.org/10.1016/j.snb.2006.01.057 (2007).

Artículo CAS Google Scholar

Rafí, JM, Zabala, M., Beldarrain, O. & Campabadal, F. Efecto de las condiciones de procesamiento sobre las características eléctricas de las películas de Al2O3 y HfO2 depositadas en capas atómicas. Trans. ECS. 28(2), 213–221. https://doi.org/10.1149/1.3372577 (2010).

Artículo de Google Scholar

Campabadal, F. et al. Características eléctricas de estructuras metálicas-aislantes-semiconductoras con capa atómica depositada de Al2O3, HfO2 y nanolaminados sobre diferentes sustratos de silicio. J.vac. Ciencia. Tecnología. B Nanotecnología. Microelectrón. Madre. Proceso. Medidas. Fenómeno. 29(1), 01AA07. https://doi.org/10.1116/1.3532544 (2011).

Artículo CAS Google Scholar

Wilk, GD, Wallace, RM y Anthony, JM Dieléctricos de compuerta de alto κ: consideraciones sobre el estado actual y las propiedades de los materiales. J. Aplica. Física. 89(10), 5243–5275. https://doi.org/10.1063/1.1361065 (2001).

Artículo ADS CAS Google Scholar

Kang, JF y cols. Estabilidad térmica del nitrógeno incorporado en dieléctricos de compuerta HfNxOy preparados mediante pulverización catódica reactiva. Aplica. Física. Letón. 84(9), 1588-1590. https://doi.org/10.1063/1.1651652 (2004).

Artículo ADS CAS Google Scholar

Chen, YW, Liu, M., Kaneko, T. y McIntyre, PC Dieléctricos de puerta de óxido de hafnio depositados en capas atómicas para biosensores basados en carga. Electroquímica. Lett de estado sólido. 13(3), G29. https://doi.org/10.1149/1.3280224 (2010).

Artículo CAS Google Scholar

Zhao, X. y Vanderbilt, D. Estudio de primeros principios de las propiedades dieléctricas estructurales, vibratorias y reticulares del óxido de hafnio. Física. Rev. B Condens. Materia Materia. Física. 65(23), 1–4. https://doi.org/10.1103/PhysRevB.65.233106 (2002).

Artículo CAS Google Scholar

Coey, JMD, Venkatesan, M., Stamenov, P., Fitzgerald, CB y Dorneles, LS Magnetismo en dióxido de hafnio. Física. Rev. B Condens. Materia Materia. Física. 72(2), 3–4. https://doi.org/10.1103/PhysRevB.72.024450 (2005).

Artículo CAS Google Scholar

Alam, MK y cols. Biosensor de resonancia de plasmón superficial a base de telururo de bismuto, grafeno y plata para aplicación dental. Optar. Electrón cuántico. 55(5), 1–15. https://doi.org/10.1007/s11082-023-04703-1 (2023).

Artículo CAS Google Scholar

Nejat, M. & Nozhat, N. Biosensor de índice de refracción MIM multibanda basado en rejilla de Ag-aire con circuito equivalente y métodos de matriz T en la región del infrarrojo cercano. Ciencia. Rep. 10(1), 1-12. https://doi.org/10.1038/s41598-020-63459-w (2020).

Artículo CAS Google Scholar

Pühringer, G. et al. Diseño de un resonador de plasmón slab tamm acoplado a una guía de ondas multibanda para el infrarrojo medio. Sensores 22(8), 1–11. https://doi.org/10.3390/s22082968 (2022).

Artículo CAS Google Scholar

David, JJ Electrodinámica clásica. https://doi.org/10.1142/9789814383370_0001 (Universidad de California, 1998).

E. Wijaya et al. Biosensores basados en resonancia de plasmones de superficie: desde el desarrollo de diferentes estructuras SPR hasta nuevas estrategias de funcionalización de superficies. vol. 15(5). 208-224. https://doi.org/10.1016/j.cossms.2011.05.001 (Elsevier Ltd, 2011).

Djuris, AB, Elazar, JM y Majewski, ML Propiedades ópticas de películas metálicas para dispositivos optoelectrónicos de cavidad vertical. vol. 37(22). 5271–5283 (1998).

Li, Y. Óptica plasmónica: teoría y aplicaciones. Opción plasmónica. Aplicación de la teoría. https://doi.org/10.1117/3.2263757 (2017).

ADS del artículo Google Scholar

Jha, R. & Sharma, AK Sensor SPR basado en prisma de vidrio calcogenuro con aleación de nanopartículas bimetálicas Ag-Au en la región de longitud de onda infrarroja. J. Optar. Una aplicación pura. Optar. 11(4), 045502. https://doi.org/10.1088/1464-4258/11/4/045502 (2009).

Artículo ADS CAS Google Scholar

M. D. E. Ficha et al. Confederación Regional De Organizaciones Empresariales De Murcia (Croem). Vol. 24(24). 1–4 (1985).

Johnson, PB & Christy, RW Constante óptica de los metales nobles. Física. Rev. B 6(12), 4370–4379 (1972).

Artículo ADS CAS Google Scholar

Shportko, K. y col. Enlace resonante en materiales cristalinos de cambio de fase. Nat. Madre. 7(8), 653–658. https://doi.org/10.1038/nmat2226 (2008).

Artículo ADS CAS PubMed Google Scholar

Saifur Rahman, M., Rikta, KA, Bin Bashar, L. y Anower, MS Análisis numérico de biosensores de resonancia de plasmón superficial recubiertos de grafeno para aplicaciones biomédicas. Óptica (Stuttg) 156, 384–390. https://doi.org/10.1016/j.ijleo.2017.11.057 (2018).

Artículo ADS CAS Google Scholar

Panda, A., Pukhrambam, PD y Keiser, G. Análisis de rendimiento del biosensor de resonancia de plasmón superficial basado en grafeno para la detección de gases y glucosa en sangre. Aplica. Física. Una Mater. Ciencia. Proceso. 126(3), 1–12. https://doi.org/10.1007/s00339-020-3328-8 (2020).

Artículo CAS Google Scholar

Fouad, S., Sabri, N., Jamal, ZAZ y Poopalan, P. Mejora de la sensibilidad del sensor de resonancia de plasmón de superficie utilizando material dieléctrico de oro. En t. J. Nanoelectrón. Madre. 10(2), 147–156. https://doi.org/10.56053/2.3.115 (2017).

Artículo de Google Scholar

Hassan, MF, Tathfif, I., Radoan, M. y Sagor, RH Un sensor de índice de refracción plasmónico basado en resonador concéntrico de doble anillo con capacidad de detección de glucosa. en la Conferencia Internacional Anual de la Región 10 del IEEE, Actas/TENCON, noviembre de 2020. Vol. 2020. 91–96. https://doi.org/10.1109/TENCON50793.2020.9293901 (2020).

Rakhshani, MR y Mansouri-Birjandi, MA Detección del índice de refracción plasmónico de alta sensibilidad y su aplicación para la identificación del grupo sanguíneo humano. Sens. Actuadores B Chem. 249, 168–176. https://doi.org/10.1016/j.snb.2017.04.064 (2017).

Artículo CAS Google Scholar

Rakhshani, MR y Mansouri-Birjandi, MA Un sensor de alta sensibilidad basado en un resonador tridimensional de metal, aislante y pista de carreras de metal y una aplicación para la detección de hemoglobina. Fotón. Nanoestructura. Fundam. Aplica. 32, 28–34. https://doi.org/10.1016/j.photonics.2018.08.002 (2018).

ADS del artículo Google Scholar

Rashid, KS, Hassan, MF, Yaseer, AA, Tathfif, I. & Sagor, RH Detección de biomateriales sin etiquetas y detección de gases que emplean nanosensores plasmónicos estructurados con anillos múltiples. Sens. Bio-Sens. Res. 33, 100440. https://doi.org/10.1016/j.sbsr.2021.100440 (2021).

Artículo de Google Scholar

Yahya, M. & Saghir, MZ Modelado empírico para predecir el índice de refracción de la sangre humana. Física. Medicina. Biol. 61 (4), 1405-1415. https://doi.org/10.1088/0031-9155/61/4/1405 (2016).

Artículo CAS PubMed Google Scholar

Zhernovaya, O., Sydoruk, O., Tuchin, V. y Douplik, A. El índice de refracción de la hemoglobina humana en el rango visible. Física. Medicina. Biol. 56(13), 4013–4021. https://doi.org/10.1088/0031-9155/56/13/017 (2011).

Artículo CAS PubMed Google Scholar

El-Zaiat, SY Determinación interferométrica de la refracción y dispersión del suero sanguíneo, saliva, sudor y orina humanos. Optar. Tecnología láser. 35(1), 55–60. https://doi.org/10.1016/S0030-3992(02)00144-5 (2003).

ADS del artículo Google Scholar

Rakhshani, MR Absorbedor perfecto tridimensional insensible a la polarización que utiliza una matriz de nanobarras para detección e imágenes. IEEE Sens. J. 20(23), 14166–14172. https://doi.org/10.1109/JSEN.2020.3008489 (2020).

Artículo ADS CAS Google Scholar

Amoosoltani, N., Mehrabi, K., Zarifkar, A., Farmani, A. y Yasrebi, N. Sensor de índice de refracción plasmónico con resonador de doble anillo que utiliza un efecto de propagación sin reflejos unidireccional de doble banda. Plasmónica 16(4), 1277–1285. https://doi.org/10.1007/s11468-021-01395-9 (2021).

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Los autores extienden su agradecimiento a la Diputación de Investigación e Innovación del Ministerio de Educación de Arabia Saudita por financiar este trabajo de investigación a través del proyecto número 223202.

Departamento de Ingeniería Eléctrica, Facultad de Ingeniería, Universidad Jouf, 72388, Sakaka, Arabia Saudita

Khaled Aliqab, Meshari Alsharari y Ammar Armghan

Departamento de Tecnología de la Información y las Comunicaciones, Universidad Marwadi, Rajkot, India

Dave Kavan

Facultad de Ingeniería y Tecnología, Instituto Parul de Ingeniería y Tecnología, Universidad Parul, Waghodia Road, Vadodara, Gujarat, 391 760, India

Vishal Sorathiya

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Conceptualización, KA, AA y VS; metodología MA, AA, VS, KD; software, validación, análisis formal, investigación y redacción: preparación del borrador original KA, VS; redacción: revisión y edición., VS, KD; supervisión, AA y VS; administración de proyectos, MA, AA; adquisición de financiación, AA Todos los autores han leído y aceptado la versión publicada del manuscrito.

Correspondencia a Khaled Aliqab o Ammar Armghan.

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Aliqab, K., Sorathiya, V., Alsharari, M. et al. Análisis numérico de óxido de hafnio y sensor de frecuencia visible e infrarrojo multicapa basado en material de cambio de fase para aplicaciones de detección de biomoléculas. Representante científico 13, 7698 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-34817-1

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Recibido: 05 de febrero de 2023

Aceptado: 08 de mayo de 2023

Publicado: 11 de mayo de 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-023-34817-1

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