Analyse numérique du matériau à changement de phase et du graphène

Rapports scientifiques volume 13, Numéro d'article : 7653 (2023) Citer cet article

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Nous présentons ici les résultats de l'analyse paramétrique d'un matériau à transition de phase à base de Ge2Sb2Te5(GST), à base de graphène, avec une large gamme dynamique dans le spectre électromagnétique infrarouge et visible. La structure suggérée est étudiée dans des configurations multicouches, constituées de couches de matériaux GST, graphène, silicium et argent. Le comportement de réflectance de ces structures multicouches a été décrit pour des indices de réfraction compris entre 1,3 et 2,5. La conception complète est simulée à l'aide d'un processus de calcul appelé la méthode des éléments finis. De plus, nous avons étudié l'impact des hauteurs de matériaux sur les performances de la structure en général. Nous avons présenté plusieurs courbes de traçage résonnantes dans des équations polynomiales pour déterminer le comportement de détection sur une plage de longueurs d'onde et des valeurs d'indice de réfraction spécifiques. La conception proposée est également étudiée à divers angles d'incidence inclinés pour déterminer sa stabilité à grand angle. Une étude informatique de la structure proposée peut aider à l'évolution des biocapteurs pour identifier un large éventail de biomolécules, y compris les urines malignes, l'hémoglobine, la salive-cortisol et le glucose.

L'intégration des sciences de la vie et de l'électronique a produit une ressource puissante pour étudier et mesurer les interactions biomoléculaires. Au cours des dernières années, les dispositifs électroniques ont contribué de manière significative à la caractérisation et à l'analyse des interactions bioatomiques dans les sciences de la vie1. L'intérêt pour ces appareils électroniques a augmenté dans plusieurs domaines, y compris, mais sans s'y limiter, l'identification synthétique, la génomique, la détection clinique et la protéomique2,3. Les domaines de la recherche pharmaceutique, du biomédical, de la sécurité alimentaire, de la défense, de la sécurité et de la surveillance environnementale ont tous pris conscience de la pertinence critique de l'utilisation des biocapteurs. En conséquence, les scientifiques ont développé des techniques analytiques sensibles basées sur des biocapteurs qui peuvent détecter des changements infimes dans des échantillons biologiques avec une grande précision. Les biocapteurs sont des dispositifs de diagnostic qui utilisent un composant de détection biologique et ont de nombreuses utilisations pratiques dans des domaines aussi divers que le développement de médicaments, le diagnostic médical, la transformation des aliments, la surveillance environnementale, la défense militaire et la sécurité nationale4. Le premier biocapteur, qui utilisait une électrode à glucose oxydase immobilisée pour détecter électrochimiquement l'oxygène ou le peroxyde d'hydrogène, a été développé par Clark et Lyons pour quantifier le glucose dans des échantillons biologiques5. Depuis lors, la technologie et les applications des biocapteurs ont énormément progressé grâce à de nouvelles techniques dans des domaines allant de l'électrochimie et de la nanotechnologie à la bioélectronique6. Un biocapteur optique est essentiellement un élément de bio-reconnaissance à une courte distance d'un transducteur matériel, qui convertit la capture d'un analyte en un changement détectable dans certains aspects des propriétés de la lumière (comme son intensité, sa longueur d'onde, sa résonance ou son indice de réfraction) . Les interféromètres7, les réseaux8, la plasmonique9 et les résonateurs10 ne sont que quelques exemples de mécanismes de transduction physique pouvant être utilisés dans la détection optique. En ce qui concerne les capteurs, ceux basés sur la plasmonique sont peut-être les plus connus et les plus couramment utilisés11. Pour beaucoup, le biocapteur à résonance plasmonique de surface (SPR) représente le summum de la technologie des biocapteurs optiques et plasmoniques9. La première preuve enregistrée de SPR s'est produite dans le monde physique en 1902. Cette observation de phénomènes optiques obscurs s'est développée au fil des décennies en un aperçu solide de la physique des plasmons de surface12. Liedeberg et Nylander ont d'abord prouvé que la résonance plasmonique de surface (SPR) était un biocapteur optique utile en 1982 pour la détection de gaz et la bio-détection13. Depuis lors, SPR a renforcé la chimie de surface en servant de passerelle où la chimie, la physique et la biologie peuvent toutes converger14. Alors que les perspectives des biocapteurs basés sur la résonance plasmonique de surface (SPR) continuent de se développer rapidement15, il y a eu une explosion récente du nombre de chercheurs intéressés par le sujet et la technique SPR a gagné du terrain dans les biocapteurs comme moyen de détection16. En raison de leurs qualités bénéfiques, telles que leur capacité de détection continue sur un système sans étiquette, d'observation constante, de réaction rapide et de sensibilité accrue, ainsi que de leurs avantages notables tels que la flexibilité de conception, la miniaturisation, le multiplexage des données de détection et la télédétection17 , la technologie SPR a élargi ses domaines d'application potentiels du biomédical à l'environnemental et même à l'industriel. La commercialisation réussie et l'utilisation généralisée des biocapteurs basés sur la SPR pour détecter une grande variété de biomolécules, y compris l'acide nucléique, les protéines, une pléthore d'enzymes, les facteurs de croissance, l'ADN, les anticorps, les médicaments et la qualité des aliments, ont été réalisées ces dernières années18,19 mais avant tout, les applications biomédicales de SPR sont particulièrement innovantes20. Les oscillations électroniques collectives dans les métaux sont appelées plasmons, et il peut s'agir soit de plasmons de surface en propagation (PSP) qui se déplacent le long des interfaces métal-diélectrique, soit de plasmons de surface localisés (LSP) qui sont confinés à la surface d'une nanostructure métallique (avec des dimensions inférieures à la longueur d'onde de la lumière) (LSP). C'est un outil crucial pour sonder les processus de surface car le couplage de ces modes à la lumière entrante entraîne des résonances qui dépendent fortement des compositions, des formes et des tailles de la nanostructure métallique et des caractéristiques diélectriques du milieu environnant. Les SP et les LSP ont un champ électromagnétique qui est localisé à la surface et se désintègre de manière exponentielle dans le milieu ambiant avec des demi-vies de 30 nm et 200 nm, respectivement. En conséquence, les capteurs construits sur ces processus sont très sensibles aux changements qui se produisent près du sol. Le contact physicochimique avec l'analyte provoque une modification de l'indice de réfraction de la couche de détection autour de la nanostructure métallique, qui est à la base des capteurs SPR et LSPR21.

Les progrès récents des matériaux 2D ont considérablement amélioré les performances optiques des biocapteurs SPR. Des efforts ont été faits auparavant pour renforcer le champ électromagnétique lorsque les SPP sont excités à la surface métal-diélectrique en utilisant la structure de réseau périodique métallique. La diffraction dans un réseau métallique dans un biocapteur SPR à base de prisme peut augmenter le champ électromagnétique au voisinage de la surface métallique. Lorsque la lumière est incidente sur un réseau métallique, elle interagit avec la structure périodique du réseau et crée des motifs de diffraction, qui provoquent la diffraction de la lumière dans différentes directions. Cette diffraction peut créer des régions d'interférences constructives et destructives des ondes lumineuses, entraînant une augmentation ou une diminution de l'intensité du champ électromagnétique22. L'ingénierie de la dispersion est une technique importante pour améliorer les performances des capteurs SPR en utilisant des nanostructures plasmoniques, telles que des nanoparticules, des nanotiges ou des nanofils. Ces structures peuvent supporter des résonances de plasmon de surface localisées, qui peuvent être réglées en modifiant leur taille, leur forme et leur composition. La résonance plasmon peut également être couplée à la résonance SPR, ce qui améliore la sensibilité et la sélectivité spectrale23,24. Les structures multicouches peuvent également être conçues pour manipuler la dispersion de la lumière dans une configuration SPR en contrôlant l'indice de réfraction effectif de la structure. En sélectionnant soigneusement les épaisseurs et les indices de réfraction de chaque couche, la vitesse de phase de la lumière peut être ajustée, ce qui à son tour affecte la condition de résonance pour SPR25. Cela permet un réglage précis de la sensibilité du capteur et de la réponse spectrale26,27 a donné l'idée d'une sensibilité accrue à l'aide de nanoréseaux et de l'ingénierie de dispersion dans SPR théoriquement28 a prouvé ce fait expérimentalement également, ce qui s'est avéré être la principale inspiration pour nous29 nous a aidés à sélectionner la couche en multicouche structure for dispersion engineering30 nous a aidés à fusionner deux sujets célèbres pour l'amélioration du biocapteur SPR, à savoir le semi-conducteur et le matériau 2D (graphène pris en sandwich entre Si)31,32,33 a aidé à résoudre le problème de réglage et de sensibilité dans la région infrarouge. La nouveauté du biocapteur SPR proposé au meilleur de la connaissance de l'auteur consiste à combiner des structures périodiques de nano-réseaux métalliques avec des multicouches en sandwich de graphène et de matériau GST entre Si en tant que substrat diélectrique.

Maintenant, nous devons réfléchir à la manière d'exciter les plasmons de surface (SP) ; les ondes lumineuses excitent les plasmons de surface dans des capteurs optiques basés sur la résonance des plasmons de surface (SPR). Le critère d'adaptation de phase pour l'excitation optique des plasmons de surface indique que la projection le long de l'axe des x du vecteur d'onde lumineuse d'entrée doit correspondre à la constante de propagation des plasmons de surface, c'est-à-dire kSP. Il existe généralement trois méthodes : le couplage par prisme, le guide d'ondes à fente et le guide d'ondes à rainure en V22 ; généralement, le prisme est préféré16. Dans le couplage prismatique, les plasmons de surface ne peuvent être excités optiquement qu'en amplifiant le vecteur d'onde de la lumière incidente. L'approche de réflexion totale atténuée (ATR) est obtenue en dirigeant l'onde lumineuse à travers un milieu avec une densité optique plus élevée34. Pour utiliser cette méthode de prisme pour obtenir la SPR, il existe deux configurations géométriques, éventuellement les configurations d'Otto et de Kretschmann, et parmi celles-ci, Kretschmann est préférable16. La configuration de Kretschmann est obtenue en évaporant le film métallique sur un prisme ou un autre bloc de verre à indice élevé. Le prisme est illuminé et une vague de lumière fugace traverse le film métallique. Entre deux milieux RI différents, l'un avec un RI inférieur (comme l'eau) et l'autre avec un RI supérieur (comme l'air), un mince film métallique est créé, où les plasmons sont stimulés. La plupart des dispositifs SPR commerciaux utilisent la configuration de Kretschmann, où les molécules de ligand sont immobilisées sur une surface métallique et adressées par des molécules d'analyte dans une phase mobile. L'angle SPR se déplace si la liaison au ligand immobilisé modifie l'indice de réfraction effectif local. Cela peut être suivi en temps réel, avec un sensorgramme généré comme preuve. La quantité de masse collectée par des molécules de ligand immobilisées individuelles peut être calculée à partir de l'amplitude du changement résultant du signal SPR. L'arrangement de Kretschmann a permis une plus grande marge de manœuvre créative dans la disposition du système de traitement des liquides. La lumière du milieu avec l'indice de réfraction le plus élevé (le prisme) ne pénètre pas dans le liquide mais est plutôt réfléchie vers la surface du capteur, qui est recouverte d'un mince revêtement métallique.

En mesurant le changement de RI d'un analyte causé par les interactions de la biomolécule avec le capteur, les capteurs SPR fonctionnent. La condition SPR est définie par le degré auquel l'onde évanescente produite par la lumière TM et l'onde SP sont en phase l'une avec l'autre. Lorsque cela se produit, un changement dans le profil de réflectance peut être observé. Plusieurs facteurs, tels que le prisme adopté, la longueur d'onde de la lumière incidente, la nature du matériau 2D, le type de métal et la biomolécule à laquelle il est lié, déterminent l'emplacement angulaire précis du creux de réflectance. Hors de cela, le métal joue un rôle important dans le phénomène SPR; généralement, le cuivre, l'aluminium, l'argent et l'or sont utilisés. L'argent et l'or sont les meilleures options possibles pour les biocapteurs à base de SPR. La sensibilité élevée qui résulte du changement d'angle de résonance que l'or fournit en raison des variations de l'indice de réfraction du milieu de détection en fait un métal souhaitable pour une utilisation dans le capteur35. De plus, l'or est une substance chimiquement inerte qui présente une stabilité dans l'air. Cependant, un capteur de base à couche métallique d'argent est plus précis qu'un capteur d'or, montrant un creux de résonance plus net avec une clarté et une netteté améliorées et une largeur totale plus étroite à mi-hauteur (FWHM) par rapport à l'or36. Cependant, l'argent présente une faible stabilité en raison de sa susceptibilité à l'oxydation en présence d'un matériau de détection et, par conséquent, la sensibilité du capteur chute à mesure que la couche d'argent s'oxyde. Pour empêcher l'oxydation de l'argent, plusieurs revêtements métalliques ou diélectriques durables ont été proposés37. À l'interface entre le diélectrique et l'analyte, l'intensité du champ de la lumière excitée peut être amplifiée en plaçant une couche diélectrique à indice de réfraction élevé, comme le silicium, sur un métal actif SPR, comme l'argent38. Lorsqu'une couche de silicium est présente, les couches de métal et de silicium participent toutes deux à l'absorption39. En raison de cette absorption accrue, le contact diélectrique subit une plus grande augmentation de l'intensité du champ. En conséquence, il y a une stimulation accrue des SP. Pour cette raison, le silicium est un composant fréquent des biocapteurs d'aujourd'hui pour augmenter la sensibilité et la stabilité40,41. La capacité de la surface du capteur à adsorber l'analyte est une bonne mesure des performances du capteur SPR. Les nanomatériaux bidimensionnels (2D) comme le graphène (G) et les dichalcogénures de métaux de transition (TMDG), le phosphore noir (BP), ont attiré beaucoup d'attention en tant que composants potentiels des capteurs SPR en raison de leurs propriétés électriques, optiques et catalytiques inhabituelles. capacités et ont trouvé une utilité dans les technologies de biodétection de pointe42. Le graphène est le matériau le plus important de ce type. Les cellules hexagonales du graphène s'engagent par des interactions d'empilement pi avec les structures annulaires en carbone souvent observées dans les biomolécules, provoquant une adsorption forte et stable des biomolécules, des atomes de carbone dans un réseau hexagonal sous forme de graphène, un matériau bidimensionnel aux propriétés extraordinaires qui est le matériau de planificateur artificiel le plus fin. Le graphène possède des caractéristiques mécaniques, optiques et électriques exceptionnelles43. En raison de sa structure d'empilement de pi, il est particulièrement utile pour détecter les produits chimiques aromatiques et présente une excellente ténacité, une faible perte, une captivité élevée, un grand rapport surface/volume, une mobilité électronique élevée, une transparence optique élevée et une capacité améliorée à contacter le molécule de l'analyte44. Par conséquent, les adsorbats interagissent facilement avec cette structure, élevant les niveaux d'adsorption qui peuvent être utilisés dans les biocapteurs45. Cependant, le facteur important à noter ici est que le graphène n'est pas directement en contact avec l'analyte car il pourrait être facilement détruit et donc pris en sandwich entre deux substrats de silicium. Le silicium apporte stabilité et support mécanique. De plus, dans plusieurs articles, il a été constaté que l'utilisation du silicium aide à améliorer la sensibilité du biocapteur2,29,46,47. Les réseaux rectangulaires en argent peuvent être utilisés dans les biocapteurs à résonance plasmonique de surface (SPR) pour augmenter l'adsorption de l'analyte. Les rainures du réseau fournissent une surface supplémentaire sur laquelle l'analyte peut s'adsorber, ce qui peut augmenter la sensibilité du biocapteur.

De plus, les rainures du réseau peuvent agir comme une barrière physique pour empêcher la liaison non spécifique de l'analyte, augmentant ainsi la spécificité du biocapteur. Lorsque la lumière incidente est projetée sur le réseau à un angle spécifique, elle peut exciter un plasmon de surface ou une résonance plasmon localisée s'il s'agit d'une petite nanoparticule métallique48, une oscillation collective d'électrons libres dans le métal, ce qui entraîne une amélioration du champ électromagnétique à proximité de la surface métallique. Cette amélioration du champ électromagnétique peut augmenter l'interaction entre l'analyte et le biocapteur, augmentant ainsi l'adsorption49. Le nanoréseau métallique, utilisé comme motif en relief de surface, a été fréquemment utilisé pour améliorer encore les performances des capteurs SPR basés sur l'arrangement de Kretschmann. Il est important de garder à l'esprit que la présence d'un réseau métallique peut améliorer les performances du capteur en raison de la résonance localisée des plasmons de surface (LSP) avec une intensité de champ fortement amplifiée et une augmentation de la sensibilité par une augmentation de la zone de réaction de surface, ce qui induit des couplages supplémentaires entre plasmons stimulés et événements de liaison locaux50. Les capteurs à résonance plasmonique de surface (SPR) à nanoréseau ont une architecture simple, ce qui les rend aptes à la production industrielle. Les progrès récents des techniques de nanolithographie et de nanofabrication pourraient permettre la production en série de ces dispositifs de détection à un coût raisonnable. En conséquence, les capteurs SPR à nanoréseaux peuvent être une ressource rentable pour le criblage à haut débit et ont fait l'objet de recherches approfondies51,52,53,54,55,56,57

Des couches de silicium et de graphène sont ajoutées pour une meilleure sensibilité et adsorption. Pourtant, le réglage est également un facteur crucial à prendre en compte dans la conception de biocapteurs, et les matériaux à changement de phase sont une option viable pour la même chose. La phase de la lumière est une caractéristique essentielle. Les applications dans la direction de faisceaux holographiques, la modulation de fréquence, la détection et d'autres domaines bénéficient considérablement de la capacité de modifier le front d'onde, rendue possible par le contrôle de la phase. La possibilité de modifier rapidement et substantiellement les caractéristiques optiques et électriques des PCM (Phase Changing Material) jette les bases du développement des possibilités des PCM en photonique. Le matériau à changement de phase Ge2Sb2Te5 (GST) a deux formes : amorphe et cristalline. Le matériau à changement de phase peut être transformé en ces deux formes par stimulation électronique, thermique ou optique. Les caractéristiques électriques et optiques des deux formes sont distinctes. Changer la phase GST dans la région locale permettrait d'ajuster l'indice effectif du mode de polariton. En effet, le matériau a divers indices de réfraction sous différentes formes. Ces caractéristiques variées permettent un réglage fin spectral. Les matériaux à transition de phase GST ont un taux d'absorption plus élevé dans le spectre visible et proche infrarouge par rapport à d'autres matériaux 2D comme le graphène, MoS2 et WS2. La forme cristalline de la GST est extrêmement absorbante même en dessous de la bande interdite, ce qui entraîne une absorption considérable de la lumière, et le couplage prismatique repose fortement sur le décalage de la fréquence de résonance des spectres de transmission ou de réflexion. Le couplage évanescent au PCM est sensible aux parties réelles et imaginaires de l'indice de réfraction, généralement indiquées par n et k, qui change chaque fois que la phase solide est altérée. Par conséquent, une situation proche de la réflexion nulle peut être atteinte en optimisant méticuleusement l'épaisseur de la couche GST. Ce phénomène de réflexion proche de zéro est caractérisé par une atténuation rapide de la lumière réfléchie et un changement de phase notable à l'angle de résonance, qui peuvent tous deux être utilisés pour augmenter considérablement la sensibilité en utilisant les résonances plasmon.

Les biocapteurs aGST et cGST SPR à température contrôlée utilisent un matériau GST à changement de phase et sont contrôlés par la température. Les deux types de GST couramment utilisés dans ces biocapteurs sont aGST et cGST. aGST est une forme amorphe de GST avec un point de fusion inférieur à c-GST, qui est la forme cristalline. En raison de son point de fusion plus bas, aGST peut facilement basculer entre ses phases solide et liquide en contrôlant la température. Cela peut être utilisé pour affiner la sensibilité du biocapteur à la molécule cible. cGST, d'autre part, a un point de fusion plus élevé que aGST et est plus stable dans sa phase solide. Il peut augmenter la spécificité du biocapteur, ainsi que sa stabilité à long terme. De plus, la cGST peut être fonctionnalisée avec une grande variété de biomolécules, telles que des anticorps ou des enzymes, pour augmenter la spécificité du biocapteur pour une molécule cible particulière.

En utilisant des biocapteurs aGST et cGST SPR à température contrôlée, les chercheurs peuvent optimiser et contrôler la sensibilité et la spécificité du biocapteur à la molécule cible. La possibilité de basculer entre aGST et c-GST peut également fournir une méthode de multiplexage du biocapteur, permettant la détection de plusieurs molécules cibles dans un seul échantillon.

La figure 1 illustre le biocapteur SPR modifié proposé dans une configuration typique de Kretschmann. La configuration théorique comprend la source laser, le prisme et le photodétecteur. La lumière polarisée incidente TM est exposée à la surface du prisme BK7 et subit une réflexion interne totale à l'intérieur du prisme, puis le photodétecteur capture et analyse le signal optique réfracté à l'autre extrémité. Contrairement au capteur SPR conventionnel (Prism-Metal-Dielectric-Analyte), le capteur proposé est une structure multicouche avec des couches ajoutées telles que le graphène et le GST pour améliorer la sensibilité et le réglage. Le modèle théorique comprend 7 couches (BK7–Si–GST–Graphène–Si–Argent–Analyte) dont la source est de 1,3 à 2,5 um pour les calculs et sa distribution de champ électrique et la modélisation se fait dans le logiciel multiphysique COMSOL. Toutes les couches sont empilées à l'aplomb du prisme formant une pyramide symétrique et sont définies par leur épaisseur respective, leurs indices de réfraction réels et complexes et leurs constantes diélectriques. La conception recommandée utilise un prisme de couplage, qui est BK7 et en raison de son faible indice de réfraction, le prisme BK7 est la meilleure option. L'utilisation d'un prisme à faible indice de réfraction pour augmenter la sensibilité et la fonctionnalité des biocapteurs a récemment reçu beaucoup d'attention. Lorsque l'on compare les courbes de résonance des prismes à haut et bas RI, il est clair que le premier produit un creux plus important. L'angle de résonance, la sensibilité, un décalage de la courbe de résonance et les valeurs FWHM obtenues à partir d'un prisme à faible indice de réfraction sont supérieures à celles obtenues à partir d'un prisme à indice de réfraction élevé58. Cela peut être démontré mathématiquement dans le cas d'une lumière polarisée p incidente sur le prisme et de l'onde évanescente produite à la suite de l'absorption, de la transmission et de la réflexion du prisme.

Vue tridimensionnelle du biocapteur SPR multicouche proposé.

Lorsqu'une lumière entrante provoque l'appariement d'électrons libres avec une surface métallique qui est en contact avec un diélectrique, le champ électrique présente une nette rupture d'amplitude dans la direction de la normale à la surface. Étant donné que la composante E des ondes polarisées s (mode TE) est orthogonale à la normale de surface, elles ne peuvent pas supporter les plasmons de surface, qui sont de nature polarisée p (mode TM). Les composants électromagnétiques de la lumière incidente avec polarisation p sont indiqués dans les équations. (1–2).

En appliquant les conditions aux limites appropriées après avoir introduit les équations ci-dessus dans les équations de Maxwell, nous pouvons obtenir l'équation pour obtenir la résonance, qui est la suivante dans l'équation. (3):

Ici, la vitesse de la lumière est c, λ est la longueur d'onde de la lumière incidente, ώ est la fréquence angulaire, θRES est l'angle d'incidence, \({\varepsilon }_{p}\) est la permittivité du prisme, \({\ varepsilon }_{m}\) est la permittivité du métal et \({\varepsilon }_{a}\) est la permittivité du milieu adjacent. L'équation ci-dessus peut être encore simplifiée en Eq. (4)34.

où kx est le vecteur d'onde dans la direction x, np est l'indice de réfraction du prisme, θ est l'angle d'incidence, λ0 est la longueur d'onde du vide et \(\mathrm{Re}\left\{{k}_{SP}\right\ }\) définit la partie réelle du vecteur d'onde SP dans la direction x à la frontière entre le métal et le diélectrique.

Nous avons numériquement étudié une variété de configurations de biocapteurs SPR pour voir celles qui donnaient les résultats les plus efficaces. Pour les deux formes de GST, c'est-à-dire cristalline et amorphe, les auteurs ont simulé la structure multicouche proposée sans graphène, puis le graphène a été ajouté aux deux structures. Après cela, diverses simulations ont été effectuées pour obtenir la version la plus optimisée de chaque couche. La première couche dans toutes ces structures est toujours la couche de prisme BK7 et l'indice de réfraction du prisme BK7 pour la gamme de longueurs d'onde de 0,3 à 2,5 um est donné par Eq. (5). Les indices de réfraction du PCM, tels que aGST et cGST, ont été calculés en fonction de la fréquence. La partie réelle de aGST est comprise entre 2,6 et 4,6 et la partie imaginaire est comprise entre 0 et 2,4 pour la gamme de 100 à 800 THz. De même, la partie réelle de cGST est comprise entre 2,25 et 7,16 et la partie imaginaire est comprise entre 0 et 4,1 pour la gamme de 100 à 800 THz. Dans le COMSOL, en utilisant la méthode des éléments finis, l'effet de la couche de graphène a été analysé à la fois pour le matériau à changement de phase aGST et cGST en traçant la courbe SPR pour rechercher le décalage de résonance. Au début, la structure a été simulée sans la couche de graphène et la courbe SPR a été analysée, après quoi une couche de 0,3 d'épaisseur de graphène a été ajoutée pour la simulation.

La figure 2 montre l'impact de l'indice de réfraction sur la réflectance pour une phase différente du matériau GST. Pour les deux formes, 6 pics de résonance sont observés entre 1,3 et 2,5 um de longueur d'onde. Ces traces ont une relation quadratique entre l'indice de réfraction et l'IR. Les résultats de l'aGST sont légèrement meilleurs que ceux de la cGST pour la gamme RI de 1,8 à 2,4 près de 1,3 um. L'effet de l'accordabilité est également observé en raison des décalages observés des pics dans presque toute la gamme de longueurs d'onde.

Carte de contour illustrant la modification des pics de résonance pour la réponse de réflectance simulée de la structure multicouche en fonction de la longueur d'onde sur la plage de 1,3 à 2,5 µm par rapport au changement d'indice de réfraction. La variation de la distribution de réflectivité de la phase (a) aGST et (b) cGST dans la structure peut être observée avec les traces de pics de résonance N1 à N6 pour les valeurs de 1 à 2,4 RI.

Pour des performances optimales, le graphène est pris en sandwich entre la couche de silicium dont l'épaisseur est de 40 nm, et l'indice de réfraction du silicium est calculé par l'équation de Sellmeir comme suit Eq. (6):

où λ est la longueur d'onde de la lumière incidente dans la gamme µm. Deux paramètres - la longueur d'onde du plasma (\({\lambda }_{\mathrm{p}}\)) et (\({\lambda }_{\mathrm{cb}}\)) sont la longueur d'onde de collision en masse - peuvent être utilisés pour caractériser les caractéristiques spectrales d'un morceau donné de métal en vrac. Plus précisément, la longueur d'onde du plasma est la longueur d'onde qui correspond à la fréquence des oscillations de densité électronique du métal ; les collisions entre les électrons dans le métal massif amortissent les oscillations de densité électronique. La longueur d'onde correspondante est appelée longueur d'onde de collision de masse. La longueur d'onde du plasma peut être calculée avec la formule suivante indiquée dans l'équation. (7).

Cette conception proposée a été flexible et généralisée pour une large gamme de longueurs d'onde, c'est-à-dire de 1,3 à 2,5 um, l'effet de la hauteur du métal, de la largeur, de la présence et de l'absence de métamatériaux et des matériaux à changement de phase, l'angle d'incidence a été étudié et le pic a été observée pour différents analytes dans la gamme donnée. Pour la détection d'analyte, ce SPR généralisé fonctionne de manière à ce que pour une longueur d'onde donnée et d'autres paramètres fixes tels que la hauteur du métal, la largeur, le métamatériau, les dimensions fixes du matériau à changement de phase, une équation paramétrique est calculée dont la solution vous donnera le type d'analyte que ce capteur généralisé peut découvrir. Tous les paramètres tels que la hauteur, la largeur du métal, l'indice de réfraction de l'analyte, l'épaisseur et la hauteur du graphène et du GST, etc. sont maintenus constants et la hauteur du silicium varie de 20 à 100 nm pendant la simulation pour connaître l'influence de la hauteur du silicium pour pics de résonance pour une gamme de longueurs d'onde particulière. La figure 3 montre l'impact de la hauteur de silicium sur la réponse de réflectance avec la figure 3a montrant pour aGST et la figure 3b pour cGST. On peut observer que de nombreux pics de résonance se produisent après 1,5 µm dans les deux phases. De meilleurs pics ont été perçus dans aGST par rapport à cGST en raison de l'indice de réfraction de la phase aGST. La condition de résonance continue d'augmenter en augmentant la hauteur du silicium sans aucun changement dans la distribution de réflectivité pour cette plage de longueurs d'onde particulière. La relation quadratique a été établie entre la hauteur du silicium et la longueur d'onde pour la condition de résonance. La solution de l'équation quadratique vous donnera la hauteur optimisée du silicium pour cette gamme de longueurs d'onde précise. L'accordabilité de la structure peut être facilement repérée en raison du changement évident des structures en changeant les phases.

Carte de contour illustrant la modification des pics de résonance pour la réponse de réflectance simulée de la structure multicouche en fonction de la longueur d'onde sur la plage de 1,3 à 2,5 µm par rapport au changement de hauteur de la couche de silicium. Variation de la distribution de réflectivité des phases (a) aGST et (b) cGST du matériau.

La longueur d'onde de collision peut être calculée par la formule suivante indiquée dans l'équation. (8):

Ici, la vitesse de la lumière est \(c\), \(m\) est la masse de l'électron, \(e\) est la charge de l'électron, \(N\) est la concentration de l'électron, \({\varepsilon }_ {0}\) est la permittivité du vide, \({v}_{\mathrm{f}}\) est la vitesse des électrons à l'énergie de Fermi et Rbulk est le canal libre moyen des électrons de conduction à l'énergie de Fermi. Pour la conductivité du métal, il faut considérer un modèle simpliste mais réaliste, qui donne un résultat optimal. Le modèle de Lorentz Drude, une approche mécanique classique pour expliquer les propriétés électromagnétiques des métaux, est basé sur plusieurs hypothèses clés pour trouver la conductivité dans les métaux. Cette approche donne une description précise des métaux tels que l'or, l'argent ou l'aluminium. Pour paramétrer les constantes optiques dans le métal, le modèle de Lorentz-Drude est la meilleure option possible59. Les électrons liés et non liés contribuent tous deux aux caractéristiques optiques des supports à base de métal typiques. Par conséquent, dans la permittivité diélectrique complexe correspondante, la composante de Drude pour l'effet intrabande et le terme de Lorentz pour la transition interbande sont tous deux incorporés sous la forme du modèle Drude-Lorentz60. Selon le modèle de Drude à électrons libres, la constante diélectrique complexe du métal peut être écrite en fonction à la fois des longueurs d'onde, c'est-à-dire du plasma et de la collision, en utilisant la formule indiquée dans l'équation. (9)61.

où λ est la longueur d'onde particulière de la plage de longueurs d'onde ciblée, λp est la longueur d'onde plasmonique et λcb est la longueur d'onde de collision. La valeur de la longueur d'onde plasmonique et de collision pour la gamme de longueurs d'onde appropriée et le métal d'argent particulier a été prise comme 1,4541 × 10–7 m et 1,7614 × 10−5 m respectivement à partir de 62,63. À partir de là, l'indice de réfraction est calculé comme Eq. (dix).

Pour la couche de graphène, le RI (ng) est exprimé en Eq. (11)6

où C est la constante valant 5,446 μm-1.

Il existe trois approches, à savoir la méthode de matrice de transfert, la technique de traçage de champ et la méthode d'onde résultante qui peut être utilisée pour dériver une équation des caractéristiques radiatives, telles que la réflectance et la transmission, de la multicouche, comme dans la configuration de Kretschmann. Comme il n'y a pas d'approximations dans l'approche de la matrice de transfert, elle est considérée comme la plus précise de ces techniques65. Par conséquent, pour étudier les caractéristiques de performance de la structure multicouche proposée pour la lumière à polarisation parallèle entrant à travers un prisme, comme la réflectance, nous mettrons en œuvre la TMM (Transfer Matrix Method) sur le biocapteur. En appliquant les conditions aux limites, l'équation matricielle suivante explique la connexion entre les composantes du champ électrique et du champ magnétique le long de la direction tangentielle aux première et dernière couches limites indiquées dans l'équation. (12)66.

où E1 et EN-1 sont des composantes de champ électrique de la 1ère et de la Nème couche respectivement, H1 et HN-1 sont des composantes de champ magnétique de la 1ère et de la Nème couche respectivement. T est la représentation matricielle caractéristique pour le modèle de couche N généralisé et peut être encore simplifiée comme Eq. (13)67

Maintenant, la formule montrée dans l'Eq. (14)56 doit être utilisé pour calculer l'admittance et le déphasage de chaque couche pour construire la matrice de transfert.

où qm est l'admittance de la couche m et βm est le déphasage de la couche m, respectivement. Pour les trouver, des paramètres tels que nm qui est l'indice de réfraction de la couche m, dm qui est l'épaisseur de la couche m, np qui est l'indice de réfraction du prisme et θin qui est l'angle d'incidence du prisme doivent être connus. Pour le capteur à plasmon de surface à couche N, où diverses réflexions surviennent à l'interface de chaque couche en fonction de la lumière entrante au niveau du prisme et de la première couche, il est nécessaire de tenir compte de l'agrégat de ces réflexions lors du calcul de la réflexion totale. L'onde de propagation polarisée P à travers les couches successives du modèle de couche N peut être caractérisée par la matrice de transfert, comme indiqué dans l'équation. (15).

Sur d'autres simplifications mathématiques, le coefficient de réflexion pour la lumière incidente polarisée p dans le biocapteur proposé en couche N est calculé comme Eq. (16).

Enfin, la réflectance de la conception multicouche globale est exprimée par \({R}_{p}={\left|{r}_{p}\right|}^{2}\)

Des analyses de plusieurs caractéristiques, y compris la précision de détection, la sensibilité, le décalage de l'angle de résonance, le FoM (Figure Of Merit), la demi-onde complète et le facteur de qualité, sont utilisées pour évaluer les performances optiques de tout biocapteur basé sur SPR. Pour être qualifié de bon biocapteur fonctionnant raisonnablement, sa précision de détection, son facteur de mérite (FoM) et sa sensibilité doivent être, dans la mesure du possible16,68. La variation d'un décalage du point de résonance causée par l'adsorption biomoléculaire est ce que l'on entend par le concept de sensibilité du capteur (S) pour les capteurs SPR. Cette variation est due à un changement de dimension de l'IR du milieu qui est détecté. En termes plus simples, il s'agit du rapport de variation de la sortie, c'est-à-dire de la longueur d'onde de résonance par rapport à la variation de l'indice de réfraction du milieu. Il est calculé comme suit : son unité dans le biocapteur SPR (Eq. 17) est nm/RIU, car tout changement dans l'IR de l'analyte entraîne un déplacement angulaire de la chute de résonance69.

où S est la sensibilité angulaire, \({\lambda }_{sp}\) est le décalage de la longueur d'onde de résonance et Δns est la variation de l'indice de réfraction de l'échantillon diélectrique. Pour un changement donné de l'indice de réfraction du capteur SPR, la sensibilité d'un biocapteur croît en proportion directe avec l'amplitude du décalage de la longueur d'onde de résonance. Le principe de fonctionnement du biocapteur est principalement basé sur le décalage de la longueur d'onde de résonance pour la condition de résonance avec la plus petite variation d'un indice de réfraction ; par conséquent, une sensibilité élevée rendra le capteur efficace. Le tableau 1 montre l'équation quadratique dérivée pour les différentes traces générées sur la base des résultats d'une étude numérique du modèle de capteur suggéré. L'équation quadratique est identifiée pour les deux phases de la structure GST proposée (aGST et cGST). On peut observer que les valeurs de chaque équation quadratique sont valables pour la plage spécifique des valeurs de longueur d'onde et d'indice de réfraction. Les valeurs de cette plage et son équation quadratique nous aideront à choisir le matériau de détection et la longueur d'onde de fonctionnement. La large gamme de valeurs de longueur d'onde et de détection optique permet à la structure proposée de fonctionner pour une large gamme de dispositifs de détection de biomolécules (glucose, hémoglobine, cortisol, urine, etc.) car la plupart de ces molécules ont des plages d'indice de réfraction comprises entre 1 et 2,5.

Dans un SPR de type réfléchi, la lumière incidente est réfléchie par l'interface métal-diélectrique et seules les ondes évanescentes associées aux dipôles plasmoniques sont excitées. Ces ondes évanescentes se désintègrent rapidement de l'interface métal-diélectrique, ce qui les rend très sensibles aux changements de l'indice de réfraction de l'analyte en contact avec la surface métallique. l'ajout de couches de matériaux tels que le silicium, le graphène et l'aGST peut aider à augmenter la sensibilité du SPR de type réfléchi en augmentant l'interaction entre l'onde évanescente et l'analyte. Chaque couche ajoutée à l'interface métal-diélectrique peut modifier les propriétés de l'onde évanescente, entraînant des changements dans la réponse SPR. Par exemple, l'ajout d'une couche à indice de réfraction élevé telle que l'aGST peut déplacer l'angle SPR vers des angles plus élevés, le rendant plus sensible aux changements de l'indice de réfraction de l'analyte. De même, l'ajout d'une couche de graphène peut améliorer l'intensité du champ électrique à l'interface métal-diélectrique, conduisant à des signaux SPR plus forts. À partir de données expérimentales70,71, la longueur de propagation de SPP peut être comprise plus clairement.

L'effet d'interface de matériau suivant peut être identifié pour la génération de la résonance.

Interface prisme-silicium L'interface prisme-silicium est importante pour coupler la lumière incidente dans la structure et générer l'onde évanescente qui interagit avec les modes SPP aux autres interfaces. Un prisme à indice élevé, tel qu'un prisme BK7, peut améliorer l'efficacité du couplage et améliorer la sensibilité du capteur.

Interface silicium-aGST L'interface silicium-aGST est importante pour supporter les modes SPP qui sont excités par l'onde évanescente. La couche aGST peut fournir un indice de réfraction élevé et une grande épaisseur, ce qui peut augmenter l'efficacité de couplage et améliorer la sensibilité du capteur.

Interface aGST-graphène L'interface aGST-graphène est importante pour supporter les modes de plasmon dans le graphène, qui peuvent interagir avec la couche d'analyte et conduire à des changements dans le spectre de réflectance. Les modes plasmon dans le graphène peuvent également être réglés en modifiant le niveau de dopage ou en modelant le graphène avec des nanoparticules métalliques.

Interface graphène-silicium L'interface graphène-silicium est importante pour propager l'onde SPP générée à l'interface silicium-aGST. L'épaisseur et la rugosité de la couche de graphène peuvent affecter l'efficacité de couplage et les caractéristiques de propagation de l'onde SPP.

Interface de réseau silicium-Ag L'interface de réseau silicium-Ag est importante pour coupler l'onde SPP avec le réseau Ag et former des ondes stationnaires, ce qui peut améliorer la sensibilité et la résolution du capteur. L'espacement, la profondeur et la forme du réseau Ag peuvent affecter les conditions de résonance et l'efficacité de couplage de l'onde SPP.

Interface réseau Ag-analyte L'interface réseau Ag-analyte est importante pour interagir avec les molécules d'analyte et entraîner des changements dans le spectre de réflectance. La sensibilité et la sélectivité du capteur dépendent des propriétés spécifiques de la couche d'analyte, telles que son indice de réfraction, son épaisseur et sa composition chimique.

Une forme cristalline et amorphe du matériau GST a un poids significatif dans la détection, et la valeur optimisée de la hauteur GST contribue grandement à détecter les changements dans les échantillons biologiques avec une plus grande précision en augmentant les paramètres de sensibilité. La hauteur du matériau GST varie de 40 à 200 nm pour trouver la valeur optimisée et rencontrer la valeur appropriée de la hauteur GST pour la plage de longueurs d'onde dédiée afin de trouver le décalage de résonance. La figure 4 montre l'impact de la hauteur GST sur la réponse de réflectance, la figure 4a montrant aGST et la figure 4b pour cGST. Pour aGST, des pics plus fins ont été observés entre 1,5 um et 2,5 um, alors que cGST se situe entre 1,8 um et 2,5 um. Une réflectance minimale est observée à une longueur d'onde plus élevée dans les deux phases, mais de meilleurs pics ont été perçus dans aGST par rapport à cGST en raison de l'indice de réfraction de la phase aGST. La condition de résonance continue d'augmenter en augmentant la hauteur du GST sans aucun changement dans la distribution de réflectivité pour cette plage de longueurs d'onde particulière. La relation quadratique a été établie entre la hauteur GST et la longueur d'onde de la condition de résonance. La solution de l'équation quadratique vous donnera la hauteur optimisée du GST pour cette gamme de longueurs d'onde précise. L'accordabilité de la structure peut être facilement repérée en raison du changement évident des structures en changeant les phases.

Carte de contour illustrant la modification des pics de résonance pour la réponse de réflectance simulée de la structure multicouche en fonction de la longueur d'onde sur la plage de 1,3 à 2,5 µm par rapport au changement de hauteur de la couche GST. Variation de la distribution de réflectivité des phases (a) aGST et (b) cGST du matériau.

Lorsqu'ils sont utilisés pour la détection, la largeur, l'emplacement et la hauteur du signal SPR résultant doivent être très sensibles aux variations de l'indice de réfraction du substrat diélectrique. Dans la configuration expérimentale proposée, dans une large mesure, la réflectance est affectée par les paramètres expérimentaux, tels que l'épaisseur du film métallique en relation avec le capteur SPR. Le type de métal et son épaisseur affectent grandement la forme finale de la courbe du plasmon. Cette section analyse l'impact de la hauteur et de la largeur du métal en fonction des valeurs de réflectance et des pics de résonance obtenus dans la plage de longueurs d'onde souhaitée. La figure 5 montre l'impact de la hauteur Ag sur la réponse de réflectance avec les phases aGST et cGST du matériau. De même, la figure 6 montre l'effet de la largeur Ag sur la réponse de réflectance du matériau avec les phases aGST et cGST. À partir de la figure 5, on peut clairement affirmer que pour le matériau GST amorphe, il existe une relation linéaire établie entre la longueur d'onde et la hauteur du métal, tandis que pour le matériau GST cristallin, il existe une relation quadratique entre la hauteur du métal et la longueur d'onde, et précise les résultats sont obtenus après 2,1 um et avant cela, les pics sont atteints avec une réflectance relativement maximale. De plus, l'impact de la largeur des métaux pour les deux phases pourrait être déduit par la Fig. 6. De meilleures courbes de réflectance sont obtenues pour les deux phases entre la gamme de longueurs d'onde de 1,3 et 1,9 um, et l'accordabilité du biocapteur peut être vu dans le décalage visible ces deux structures sur toute la gamme de longueurs d'onde.

Réponse de réflectance calculée pour les différentes valeurs de la hauteur du résonateur en argent pour les phases (a) aGST et (b) cGST de la structure proposée.

Réponse de réflectance calculée pour les différentes valeurs de la largeur du résonateur en argent pour les phases (a) aGST et (b) cGST de la structure proposée.

Pour l'excitation SPR, le rôle de l'angle d'incidence est crucial. Si l'angle d'incidence était plus grand ou plus petit, la résonance ne se formerait pas et l'effet plasmonique ne se produirait pas. La composition du film métallique, l'indice de réfraction du milieu, la longueur d'onde de la lumière incidente et la température ambiante jouent tous un rôle dans l'établissement de l'angle de résonance idéal. Par conséquent, l'impact de l'angle d'incidence sur la recherche des pics de résonance devient le paramètre critique. La figure 7 montre l'effet de l'angle d'incidence sur la réponse de réflectance pour la structure proposée. L'angle d'incidence varie avec l'indice de réfraction de l'analyte, mais sa valeur optimale peut être trouvée pour une longueur d'onde particulière. Pour les deux formes, les changements de valeur de réflectance sont majoritairement observés entre 1,3 et 1,9 um. Dans cette région, la réflectance minimale est obtenue en cGST par rapport à aGST.

Les aspects de la réflectivité changent en fonction de l'angle d'incidence de l'onde infrarouge d'entrée pour (a) la phase aGST et (b) la phase cGST du matériau.

La diffraction dans un réseau métallique dans un biocapteur SPR à base de prisme peut augmenter le champ électromagnétique au voisinage de la surface métallique. La diffraction de la lumière dans le réseau métallique peut améliorer la sensibilité du capteur en augmentant le champ électromagnétique au voisinage de la surface métallique. Ce champ amélioré peut augmenter l'interaction entre l'analyte cible et la couche biologique sur la surface métallique, conduisant à un signal plus fort et à une sensibilité de détection améliorée. L'un des principaux défis liés à l'utilisation de films d'argent minces pour la biodétection dans le spectre infrarouge (IR) est que la résonance plasmon des films d'argent minces se produit à des longueurs d'onde plus courtes, généralement dans la gamme visible ou proche infrarouge. Cela limite leur sensibilité et leur sélectivité pour la biodétection dans la région IR. Une façon de surmonter ce défi consiste à utiliser des structures de nano-réseaux périodiques en argent. Ces structures peuvent prendre en charge des résonances plasmoniques de surface localisées (LSPR) qui peuvent être accordées à la région IR en ajustant la période et la profondeur du réseau. Cela permet d'améliorer la sensibilité et la sélectivité dans les applications de biodétection IR. La figure 8 montre l'analyse comparative de la structure à base de réseau et de la structure à base de feuilles. Les résultats proposés montrent clairement la variation de la réflectance pour toute la gamme de longueurs d'onde simulées. Dans la feuille normale de la structure, nous avons observé le pic de résonance unique qui peut être accordable avec une phase différente du matériau GST. Dans la conception basée sur un réseau, il observera les multiples pics de résonance sur tout le spectre de longueur d'onde.

Réponse de réflectance comparative calculée pour les différents types de considération de forme métallique tels que les tôles plates et les grilles.

De plus, les structures de nano-réseaux périodiques présentent également plusieurs avantages par rapport aux films d'argent minces pour la biodétection infrarouge. Ils peuvent fournir une plus grande surface pour l'immobilisation des biomolécules, ce qui peut améliorer la sensibilité du biocapteur. Ils peuvent également fournir une surface reproductible et uniforme pour l'immobilisation des biomolécules, ce qui peut améliorer la fiabilité du biocapteur. De plus, les LSPR dans les structures de nano-réseaux périodiques ont des largeurs de ligne étroites, ce qui peut améliorer la sélectivité du biocapteur50,72. En bref, le réseau d'argent dans la région infrarouge peut aider à s'adapter à la détection d'analyte spécifique offrant une meilleure sélectivité et sensibilité, comme le montre la Fig. 8 avec plusieurs pics de résonance. De plus, les performances de résonance dépendent également du type de métal que vous choisissez dans le réseau, mais dans la région infrarouge, le métal argenté donne de meilleures courbes plasmoniques que l'or car il a une fréquence plasmonique plus élevée, un coefficient d'absorption élevé et une meilleure chimie de surface qui donne une forte signaux plasmoniques avec une meilleure sensibilité aux variations de l'indice de réfraction de l'analyte. L'aluminium n'est pas préféré à l'argent en raison de sa fréquence plasma plus faible, de ses pertes optiques plus élevées et des limitations de la chimie de surface ainsi que des problèmes d'oxydation. La variation de la réflectance pour les différents matériaux métalliques de la structure du réseau (aluminium-Al, argent-Ag et or-Au) est illustrée à la Fig. 9. En tant que résultats de simulation de la partie métallique, tous montrent les résultats de la des pics similaires générés pour l'ensemble du spectre mais au sens de l'oxydation et d'autres chimies de surface, il peut être recommandé d'utiliser l'Ag comme structure résonnante.

Valeurs de réflectance calculées pour les différents matériaux métalliques choisis comme couche de réseau supérieure (Al, Ag et Au) pour (a) aGST et (b) phase cGST du matériau.

À l'interface entre le réseau d'argent (Ag) et la couche d'analyte, le phénomène SPR se produit lorsque l'impulsion de la lumière incidente correspond à l'impulsion des ondes de plasmon de surface, conduisant à l'oscillation collective des électrons libres dans la couche métallique. Le champ électrique de la lumière incidente est couplé au champ électrique des ondes plasmoniques de surface, conduisant à une forte augmentation de l'intensité du champ électrique à l'interface métal-diélectrique. Cette amélioration peut conduire à des changements dans le spectre de réflectance ou de transmission de la structure en raison de l'interaction entre les ondes de plasmon de surface et la couche d'analyte. Dans la couche de graphène, les modes de plasmon localisés peuvent être excités par la lumière incidente, conduisant à la formation de points chauds de champ électrique à l'échelle nanométrique autour des nanoparticules métalliques ou des motifs sur la couche de graphène. Ces points chauds sont confinés aux régions à l'échelle nanométrique et peuvent interagir avec la couche d'analyte, entraînant des modifications du spectre de réflectance. La distribution électrique dans la couche de graphène dépend fortement du niveau de dopage, du motif et de la taille des nanoparticules ou motifs métalliques. La distribution électrique dans les autres couches, telles que la couche aGST, la couche de silicium et le prisme, est également influencée par la présence des résonances de plasmons de surface et des modes de plasmons localisés dans les couches adjacentes. Le couplage entre les champs électriques dans différentes couches peut conduire à des motifs d'interférence complexes et à des modifications des propriétés optiques de la structure. Dans l'ensemble, la distribution électrique dans la structure SPR multicouche est une interaction complexe entre la lumière incidente, les résonances de plasmons de surface et les modes de plasmons localisés dans les différentes couches, et cela dépend des détails spécifiques de la structure et des conditions d'excitation. Les figures 10 et 11 illustrent la distribution électrique de diverses combinaisons de la conception de biocapteur proposée pour les différentes valeurs d'indice de réfraction de l'analyte et les différentes phases du matériau GST.

Distribution de l'intensité de champ électrique normalisée pour les différents pics de réflectance pour deux valeurs d'indice de réfraction (RI = 1,3 et 1,8) avec une phase GST du matériau GST. Les distributions de champ électrique sont présentées à (a) λ = 1,55 µm, (b) λ = 1,81 µm et (c) λ = 2,18 µm points de longueur d'onde pour RI = 1,3 de l'analyte. Les distributions de champ électrique sont présentées à (d) λ = 1,47 µm, (e) λ = 1,75 µm et (f) λ = 2,01 µm points de longueur d'onde pour RI = 1,8 de l'analyte.

Distribution de l'intensité du champ électrique normalisé pour les différents pics de réflectance pour deux valeurs d'indice de réfraction (RI = 1,3 et 1,8). Les distributions de champ électrique sont présentées à (a) λ = 1,58 µm, (b) λ = 1,81 µm et (c) λ = 2,22 µm points de longueur d'onde pour RI = 1,3 de l'analyte avec la phase cGST du matériau GST. Les distributions de champ électrique sont présentées à (d) λ = 1,5 µm, (e) λ = 1,81 µm et (f) λ = 2,05 µm points de longueur d'onde pour RI = 1,8 de l'analyte.

Le tableau 2 montre l'analyse comparative détaillée du capteur d'indice de réfraction multicouche proposé avec des conceptions précédemment publiées concernant le type de structure, les matériaux, la longueur d'onde de fonctionnement, la plage d'indice de réfraction de la détection et la sensibilité. Dans ce tableau, la sensibilité a été calculée à l'aide de la courbe de tracé suivante \(\lambda =0,1445{n}^{2}+ 0,0078n+1,5905\)" qui se trouve dans le tableau 1. Notre capteur proposé a fourni environ 2 223 nm Sensibilité /RIU pour la large plage de longueurs d'onde et les valeurs d'indice de réfraction En revanche, l'autre capteur offre des valeurs de sensibilité élevées, mais la plage de fonctionnement de la longueur d'onde et de l'indice de réfraction est limitée dans tous les cas de comparaison.

Cette recherche fournit le cadre théorique d'un biocapteur basé sur la résonance plasmonique de surface avec de larges capacités de détection. En optimisant la hauteur du matériau GST, le silicium, l'argent et la largeur de l'argent, on peut suivre le mouvement du creux de résonance du spectre réfléchi provoqué par la modification de l'angle de la lumière incidente et l'altération de l'indice de réfraction. Les performances du capteur généralisé basé sur SPR proposé ont été modélisées et analysées par calcul en suivant la structure Analyte-Ag-Si-Graphène-aGST-Si-BK7 ou généralement la structure multicouche en sandwich. L'accordabilité du capteur a été observée en ajustant simplement les dimensions du métal et en modifiant la hauteur du silicium et du GST. Pour une gamme de longueurs d'onde particulière, une étude généralisée de la valeur optimisée des paramètres est donnée, ce qui aide à la détection SPR, c'est-à-dire qu'en remplissant ces conditions spécifiques de longueur d'onde et de hauteur et de largeur de couches particulières, plusieurs analytes avec cet indice de réfraction détaillé peuvent être détectés . Les résultats des valeurs de réflectance sont comparativement meilleurs en ajoutant la couche de graphène. De nombreuses équations basées sur des traces de résonance ont été fournies pour aider les chercheurs à calculer le comportement de détection à différentes longueurs d'onde et indices de réfraction.

Les données sont disponibles sur demande raisonnable de l'auteur correspondant.

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Les auteurs remercient le ministère de l'Éducation de l'Arabie saoudite pour le financement de ce travail de recherche par le biais du numéro de projet 223202.

Département de l'ingénierie electrique. Collège d'ingénierie, Université Jouf, Sakaka, 72388, Arabie saoudite

Khaled Aliqab, Meshari Alsharari et Ammar Armghan

Département des technologies de l'information et de la communication, Université Marwadi, Rajkot, Inde

David Kavan

Faculté d'ingénierie et de technologie, Institut Parul d'ingénierie et de technologie, Université Parul, Waghodia Road, Vadodara, 391 760, Gujarat, Inde

Vishal Sorathiya

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Conceptualisation, KA, AA et VS ; méthodologie MA, AA, VS, KD ; logiciel, validation, analyse formelle, enquête et rédaction—préparation de l'ébauche originale KA, VS ; rédaction—révision et édition., VS, KD; supervision, AA et VS ; administration de projet, MA, AA; financement acquisition, AA Tous les auteurs ont lu et accepté la version publiée du manuscrit.

Correspondance à Khaled Aliqab ou Ammar Armghan.

Les auteurs ne déclarent aucun intérêt concurrent.

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Réimpressions et autorisations

Aliqab, K., Dave, K., Sorathiya, V. et al. Analyse numérique du matériau à changement de phase et capteur d'indice de réfraction accordable à base de graphène pour le spectre de fréquences infrarouge. Sci Rep 13, 7653 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-34859-5

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Reçu : 05 février 2023

Accepté : 09 mai 2023

Publié: 11 mai 2023

DOI : https://doi.org/10.1038/s41598-023-34859-5

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