生物功能性接口集成多层SPR生物传感器，用于准确检测基底细胞癌

《Electron》：Biofunctional Interface Integrated Multilayer SPR Biosensor for Precise Detection of Basal Cell Carcinoma

　　摘要

早期发现皮肤癌对于提高临床诊断和治疗过程具有重要意义。这在基底细胞癌（BCC）的情况下尤为重要，因为BCC是最常见的皮肤癌类型。本研究提出了一种基于表面等离子体共振（SPR）的生物传感器，通过检测折射率（RI）的变化来检测受癌症影响的基底细胞。该生物传感器采用CsF/TiO2/Ag/CaTiO3/BP/PEG/anti-BerEP4的多层结构，基于Kretschmann配置。每一层都经过精心选择，以增强等离子体激发、加强电场约束并提高传感界面处的生物分子相互作用效率。所提出的结构包含一个经过PEG和anti-BerEP4功能化的BP层。使用TMM在633纳米处计算了该结构的光学特性。通过FEM和FDTD模拟验证了所得结果。所提出的多层结构在折射率发生微小变化时显示出显著的角度变化。从获得的结果来看，该SPR生物传感器设备的灵敏度为365.30度/RIU，品质因子为131.26 RIU^-1，检测精度为0.359度^-1，优值为120.12。这些结果证实，所提出的SPR生物传感器设备在光与物质的相互作用增强时，具有清晰且稳定的共振角变化，从而确保了其在检测BCC方面的可靠性，并具有广阔的应用前景。

1 引言

皮肤癌是全球最常见的癌症类型，由于其发病率的不断上升而成为主要的健康问题[1]。在各种皮肤癌类型中，基底细胞癌（BCC）是非黑色素瘤皮肤癌中最主要的亚型，占大多数皮肤癌病例[2]。虽然BCC不以转移闻名，但其复发倾向以及组织破坏会导致严重的发病率并增加医疗成本。最近的全球研究表明，BCC的发病率正在稳步上升，这强调了加强疾病管理和控制的重要性[3]。皮肤癌正成为一个重大的全球健康问题。许多研究表明，病例数量在持续增加，特别是在紫外线辐射暴露较高的地区更为常见。缺乏预防性护理也加剧了这一问题。这对医疗系统造成了额外的压力[4]。皮肤癌发病率的上升归因于多种因素，如长期暴露于阳光下、遗传因素、皮肤类型、人口老龄化以及免疫系统的抑制。由于存在多种形式的皮肤癌，实验室研究中使用体外细胞培养方法来确定疾病的发病和发展过程。在非黑色素瘤皮肤癌的研究中，利用基底细胞衍生模型在细胞中复制BCC，以帮助检查异常细胞生长和组织侵袭情况[5, 6]。表面等离子体共振生物传感已成为皮肤癌检测中的重要技术，尤其是在BCC检测中，因为它能够直接检测到与癌症相关分子与传感器表面结合时发生的轻微折射率（RI）变化[7]。基于棱镜的表面等离子体共振（SPR）设备和等离子体材料的进步使得可以使用清晰的共振位移来识别皮肤癌样本，从而实现快速可靠的检测方法。这些方法对早期皮肤癌检测非常有用[8]。在BCC相关的生物传感中，经常使用抗体anti-BerEP4进行实验，因为它与BCC细胞有强而特异的结合[9]。为了增强传感器响应，通常会在传感器表面涂覆聚乙二醇（PEG）层以固定抗体（如anti-BerEP4），同时避免非特异性结合。这在处理复杂样本时有助于保持稳定可靠的信号[10]。由于SPR提供快速、无标记和定量的检测，并且可以适应多站点检测，因此被认为是开发用于BCC早期检测和监测的即时检测工具的有希望的平台[7, 8]。SPR常用于研究分子结合，因为它可以直接且实时地监测相互作用，而无需使用任何标记。在Kretschmann配置中，使用p偏振光激发金属表面的电子。生物分子的结合会改变折射率，从而改变共振角或波长[11-13]。由于等离子体场集中在金属表面附近，即使是小的折射率变化也能被检测到，这使得该技术具有高灵敏度[11]。SPR有助于早期检测皮肤癌，因为共振位移有助于识别癌症样本。在BCC检测中，使用PEG对传感器表面进行功能化，以固定抗体（如anti-BerEP4），同时最小化非特异性结合，从而实现BCC细胞的选择性检测和明显的信号[9]。所提出的多层SPR生物传感器使用多种材料开发，以实现高效的等离子体激发和皮肤癌检测。该生物传感器使用CsF棱镜进行高效的光耦合，因为其具有高透明度和折射率。这有助于使用Kretschmann配置实现SPR生物传感器的有效运行。此外，在棱镜和金属膜之间使用了一层薄的TiO2薄膜，以提供折射率的平滑过渡[14]。TiO2层有助于提高棱镜和金属层之间的粘附性，提升稳定性并确保SPR响应的稳定性[15]。薄层的Ag由于其优异的等离子体特性和低光学损耗而能够高效激发等离子体，从而产生尖锐的SPR曲线和高灵敏度[16]。在金属层上方加入CaTiO3层，以增强金属-介质界面处的电磁场约束并提高等离子体响应[17]。为了进一步提高传感层性能，加入了一个BP层，该层具有很高的光相互作用和表面活性，能够实现有效的生物分子结合[18]。最后，使用PEG减少非特异性结合，并使用anti-BerEP4进行BCC目标的选择性检测。因此，CsF/TiO2/Ag/CaTiO3/BP/PEG/anti-BerEP4的结构是一种无标记的生物传感器，可以有效地用于BCC的检测。SPR生物传感器的性能通常通过多种不同的光学响应参数来表征，这些参数定义了传感界面对RI变化的响应效果。主要参数如灵敏度、QF、DA、FoM、最小反射率和FWHM提供了等离子体传感界面有效性的全面定义。这些参数清楚地定义了生物传感器在测量接近传感界面的RI变化时转化为可测量的共振角变化的能力。传感界面在等离子体生物传感器中对周围介质中的RI变化的响应能力取决于传感器的灵敏度水平。生物传感器能够提供清晰锐利的共振凹陷，并具有高QF和低FWHM，这清楚地定义了其有效性，因为它提供了清晰精确的测量结果，从而能够清晰地区分正常和受癌症影响的细胞环境。关于这些传感指标的广泛讨论可以在等离子体生物传感文献中找到，它们被认为是评估基于SPR的诊断系统可靠性的标准标准[11, 19-21]。近年来，在设计用于BCC检测的多层SPR生物传感器方面取得了许多进展。许多研究人员提出了结合等离子体金属与创新纳米材料的多层和二维材料设计，以实现更好的传感性能。例如，已经开发了基于CeF3/MXene和Au/HfSe2的SPR生物传感器结构用于BCC检测[7, 22]。然而，尽管在这些SPR传感器结构设计上有所创新，它们在检测RI的微小变化和产生高精度传感结果方面的能力仍然较低。此外，以上大多数设计仅依赖于RI对比度，而没有结合使用特定生物标记物的生物功能化。为了解决这些限制，所提出的多层SPR生物传感器引入了一种更优化的材料配置，旨在实现增强的等离子体耦合、改善的场约束和优于现有设计的传感性能。此外，通过生物标记物的生物功能化界面对系统的选择性做出了重要贡献，这可以根据BCC检测的目的进行应用。这些重大进展的结合确保了所提出传感器的优越性。本研究的主要目标是开发一种不仅具有高分析灵敏度，而且还表现出良好生物选择性的多层SPR生物传感器，用于无标记检测BCC。该生物传感器的设计首先是在CsF棱镜上构建一个平台，然后通过优化不同层来对其进行改进。这改善了等离子体共振和电场的约束。该研究还引入了基于BP的传感界面，以改善光-物质相互作用。然后引入PEG和anti-BerEP4层，通过最小化非特异性吸附来提高生物传感器对BCC相关目标的选择性。与仅依赖RI变化不同，本研究还使用了基于亲和力的建模，并利用了不同的电磁模拟。这确保了生物传感器的结构稳定性，并确保获得的结果与模拟结果一致。这种方法使得开发出平衡和可靠的生物传感器成为可能。它可以用于BCC的早期检测。

2 设计方法

设计和建模方法在所提出的多层SPR生物传感器结构的发展中起着重要作用。所提出的SPR生物传感器结构的设计采用了合适的数值方法，同时考虑了结构的光学和电磁特性。所提出的SPR生物传感器的结构采用了多层组合，以优化SPR响应和传感器界面处的生物分子相互作用。还讨论了理论公式化和制造过程，以便更好地理解所提出的SPR生物传感机制。

2.1 理论建模和多层次验证方法

使用数值方法模拟所提出的多层SPR生物传感器。这种方法提供了准确可靠的光学响应。传递矩阵方法（TMM）用于通过在多层结构的每个界面精确应用电磁边界条件来分析所提出的多层SPR传感器的反射特性。有限元方法（FEM）用于通过分析金属和介质界面处的电场分布来精确求解整个多层结构的麦克斯韦方程。此外，有限差分时域（FDTD）方法用于通过分析所提出的SPR传感器界面处的电磁波传播来精确求解麦克斯韦方程。所提出的多层次SPR传感器的验证是通过使用FEM分析SPR传感器界面处的电场分布来进行的。此外，还通过使用FDTD方法分析SPR传感器界面处的电磁波传播来验证所提出的多层次SPR传感器的准确性。通过所有三种技术分析共振角位移和电场增强模式的一致性，提高了所提出的多层SPR传感器的稳定性、可重复性和结构可靠性，因为这些都是在相同条件下操作的。这种集成建模技术为结构设计提供了更强的理论基础，并增加了所报告的生物传感器性能的可信度。

2.2 结构设计
本研究提出了一种多层SPR生物传感器，旨在增强传感器表面的生物分子相互作用，同时增强局部电场强度。这些改进显著提高了皮肤癌细胞检测的准确性和灵敏度。所提出的传感器基于Kretschmann配置工作，并由七个功能层以及传感介质组成。所提出传感器的整体结构如图1所示。

图1：所提出SPR生物传感器多层结构的示意图。在该SPR系统中，使用CsF光学玻璃作为基底，它支撑着各个传感器层。由于基底弯曲光线的方式会影响光线与多层结构的相互作用效果，因此需要正确描述其波长依赖的折射率（RI）。为此，采用Sellmeier方程计算CsF的RI，此处使用的Sellmeier系数来源于文献[23]中发布的CsF材料数据。

使用了一个折射率为1.4768的CsF棱镜，因其低折射率和高透明度，能够有效地激发表面等离子体[24]。由于该玻璃的光学性质稳定，有助于光线顺利传递到等离子体层而不产生过多色散。为了确保后续层的更好附着，在棱镜上引入了一层薄薄的TiO2薄膜。为了说明这一层的光学特性，使用方程(2)计算了材料的RI，其中数值基于TiO2的光学数据[25]。

使用一层6纳米厚的TiO2层，其折射率为2.5836，以提高传感器对传感器表面附近介电常数微小变化的灵敏度[25]。这层TiO2还改善了不同层之间的附着，并确保了传感层的正确形成。这有助于光线从基底顺利传输到等离子体层。对于等离子体层，其光学特性由折射率的复数值决定。这控制了金属与介质界面处表面等离子体的限制和传播。使用Drude-Lorentz模型来解释不同波长的Ag的光学特性。

在该模型中，使用Ag的等离子体波长和碰撞波长来展示自由电子与电磁波之间的相互作用。本工作中使用的数值来源于先前的研究。使用一层50纳米厚、折射率为0.031259 + 4.3902i的Ag膜来产生强烈的共振，以更好地限制电磁场[26]。引入一层3纳米厚的CaTiO3膜，其折射率为2，以保护金属、增强层间附着并通过防止氧化来保持长期稳定性[27]。最后，添加了一层厚度为0.53纳米、折射率为3.5 + 0.01i的BP单层[28]。其薄厚度和光学特性使其能够显著影响传感区域的场限制和衰减。传感层的详细材料参数总结在表1中。

2.3 BCC感知的亲和层设计
使用所提出的基于BP的多层SPR平台进行BCC（基底细胞癌）的选择性识别取决于两个关键方面：保持高生物选择性和准确代表感知边界的光学特性。为了确保检测到的共振位移是由于与癌症相关的结合事件而不是背景干扰，采用了预富集细胞和表面功能化的组合策略[29]。在SPR测量之前，使用免疫磁分离方法将BCC细胞从其他细胞混合物中分离出来。在这种方法中，涂有抗BerEP4抗体的磁珠用于选择性地结合上皮肿瘤细胞。这种方法使得它们可以从正常皮肤细胞中磁性分离出来。这种广泛接受的细胞分离方法显著减少了非特异性细胞的干扰，确保SPR响应主要由BCC细胞的相互作用主导[30]。为了增强感知界面的分子特异性，BP表面经过PEG修饰层处理，然后固定抗BerEP4抗体。PEG因其强烈的防污性能和水环境中稳定的介电特性而被采用，这有效减少了生物分子的非预期吸附[29, 31, 32]。附着的抗BerEP4抗体随后提供了对BCC细胞的靶向识别，因为BerEP4是在BCC病理鉴别中常规使用的临床确立的标志物[33-35]。在数值建模中，PEG涂层被视为在水条件下有效折射率为1.38的水合介电薄膜[31, 32]。抗BerEP4层表示为有效折射率为1.45的吸附IgG型蛋白质膜，与实验报告的免疫球蛋白层的光学特性一致[36, 37]。PEG层的厚度保持在大约1纳米，以保持防污效率，同时最小化衰减场的衰减，而抗体层的有效厚度假设为大约6纳米，与SPR研究中报道的固定IgG型蛋白质层的尺寸一致[38, 39]。根据这些报告，正常样本和BCC受影响样本的参考折射率值分别为1.360和1.380[22, 40]。这些亲和层的选定厚度保持在等离子体界面的衰减场区域内，以保持高灵敏度，同时保持物理上的合理性，这一点得到了已建立的SPR研究的支持。

2.4 制造技术
用于皮肤癌检测的多层SPR生物传感器是构建在一个直角的CsF棱镜上的，该棱镜作为光学耦合平台。选择CsF是因为其在工作波长范围内的优异透明度和与等离子体激发的兼容性。由于CsF是一种吸湿材料，在制造过程中特别注意将其暴露于湿气和高温环境中的情况。在薄膜沉积之前，使用干燥的N气体清洁棱镜表面。然后使用无水异丙醇短暂冲洗表面，并在110°C–120°C下短时间内干燥，以确保表面上的水分被去除。随后立即将基底放入真空室中，以防止其吸收大气中的水分。使用射频磁控溅射技术在CsF基底上溅射沉积一层TiO2中间层。溅射过程中使用了Ar气体和受控流量的O2。TiO2中间层的厚度保持在2到15纳米之间，这对于有效地激发SPR被认为是最佳的。先前的研究表明，通过真空沉积方法在KCl和KBr等碱卤化物晶体上沉积TiO2薄膜是合适的[41, 42]。在粘附层之后，使用物理气相沉积技术在室温下沉积一层薄薄的Ag膜。这样做是为了作为支持等离子体的金属膜。选择Ag是因为其优异的等离子体特性和在介电表面上形成平滑连续膜的能力。大量的研究论文证明了直接沉积在TiO2表面的Ag膜具有稳定且可重复的光学特性，适用于SPR生物传感应用[43, 44]。为了调整界面处的介电环境并增加感知界面处的相互作用，在Ag膜上引入了一层CaTiO3。CaTiO3是通过水热法合成的，并使用低温涂层工艺施加，以防止对底层金属的热损伤。Ag/CaTiO3异质结构的兼容性和结构完整性已在相关的氧化物基设备系统中得到验证[45, 46]。然后引入BP作为外部感知层，以进一步改善场限制和灵敏度。通过在N-甲基-2-吡咯烷酮中的液相剥离获得少层BP纳米片，并通过旋涂法沉积在CaTiO3表面上，然后在90°C以下的温度下进行软烤。已建立的制造方法确认BP可以有效集成到介电氧化物基底上[47]，先前的报告表明，超薄BP层结合适当的封装策略可以提高稳定性而不影响SPR性能[48]。在形成BP感知层之后，进行表面功能化以创建生物识别界面。通过基于溶液的吸附将PEG层引入BP表面，其中BP涂层的基底浸入水性PEG溶液中，在受控的培养条件下。随后用缓冲溶液和去离子水冲洗表面，并在氮气下干燥，以获得稳定的PEG涂层。这种PEG修饰形成了一个亲水防污层，可以抑制非特异性吸附并稳定感知界面[49, 50]。随后，通过EDC/NHS介导的碳二亚胺偶联将抗BerEP4抗体固定在PEG功能化表面上。使用EDC和NHS激活PEG表面，生成反应性的NHS-酯基团，使激活的表面与抗体的胺基团之间发生共价键合。最后用磷酸盐缓冲盐水和中性水冲洗基底，以去除未结合的生物分子，从而产生一个稳定的抗体功能化感知界面，用于选择性地识别基底细胞癌生物标志物[51-53]。总之，整个CsF/TiO2/Ag/CaTiO3/BP/PEG/anti-BerEP4结构，包括生物功能层，是通过低温和真空兼容的制造工艺制造的。这种制造方法确保了对界面质量的良好控制，最小化了光学损失，并促进了表面等离子体的有效激发。这导致了SPR在皮肤癌检测中的良好稳定性和可靠性。所提出生物传感器的整个制造过程和结构如图2所示。

2.5 数学建模
在Kretschmann配置中，表面等离子体的激发是通过棱镜耦合方法实现的。由于其简单性，这是最常用的方法[54]。在这种布置中，横向极化的磁光以特定的入射角度和波长指向金属-介电界面。当入射光的传播常数（）等于表面等离子体波矢量（）时，就会发生共振。相应的方程如下[55]：

在这个方程中，λ代表波长，np是棱镜的折射率，θi是入射角。此外，εm和εd分别代表金属和介质的介电常数。这些参数用于确定SPR角度[56]。

通过角度调制评估所提出配置的性能。使用TMM结合Fresnel的多层反射理论来确定p偏振光的反射率[57]。通过绘制反射强度RP作为入射角（θ）的函数，获得了特征的SPR响应曲线。反射强度（Rp）和反射系数（qp）的表达式如下[58, 59]：

这里，M是SPR生物传感器的特征矩阵[60]，其中表示将初始层（）与最终层（）相关联的整体特征矩阵的元素，考虑了光通过多层结构的累积效应。下一节将给出横向折射率和矩阵[61]。

参数βk和zk分别表示第k层的相位常数和波阻抗。这可以通过应用参考文献[62]中给出的一组方程来获得。

在这些特性下，可以根据以下表达式计算给定层的入射角θk[58]。

2.6 SPR性能参数
灵敏度（S）是评估SPR生物传感器有效性的关键性能参数。通过将传感介质的折射率变化（Δn）与相应的共振角变化（Δθres）相关联来确定。用于表达灵敏度的方程如下所示[63]：


（14）


通常会评估一些关键参数来评估SPR传感器的性能。参数FoM、QF、DA和FWHM在下面有简要描述[64, 65]：


（15）


（16）


（17）


（18）


3 优化与分析


要在多层SPR生物传感器中实现高性能的传感，需要仔细优化结构参数和材料属性。入射光与等离子体传感界面的相互作用可能会受到棱镜材料的选择、作为中间材料的介电材料以及等离子体材料厚度的影响。因此，进行了参数分析以研究上述参数对结构光学特性的影响。通过这种方式，可以更好地理解结构属性与传感性能之间的关系。基于上述参数的分析，可以识别出一种优化的多层结构，这可以用于实现稳定的共振特性的改进传感性能，用于基底细胞癌（BCC）检测。


3.1 选择棱镜


使用几种棱镜材料（包括CsF、BK7、BAK1、SF5和BAF10）来模拟SPR配置，以评估它们适用于BCC皮肤癌检测的程度。633纳米处的折射率（RI）值列在表2中。可以看出，棱镜的选择对传感器的等离子体响应有显著影响。在所有选项中，CsF棱镜表现出最佳的整体特性。该棱镜配置的灵敏度为365.3度/RIU，这表明对折射率的小变化有强烈的响应。此外，观察到接近131.26 RIU?1的QF，这意味着共振凹陷明显且清晰。DA的值约为0.984度?1，表明能够可靠地确定共振角的变化。即使FoM在120.12左右，性能特性仍然很高。这表明灵敏度与线宽之间有良好的关系。此外，共振曲线定义明确，最小反射率对于正常细胞约为0.070，对于受影响的细胞约为0.084，表明在金属-介电界面激发表面等离子体（SP）的效率高。表2. 在633纳米波长下，几种棱镜的折射率。


棱镜
CsF
BK7
BAK1
SF5
BAF10


考虑到关键性能参数：灵敏度、QF、DA、FoM、最小反射率和共振特性，CsF棱镜与其他棱镜材料相比显示出更优越的传感能力。其高灵敏度结合强烈且稳定的共振响应，使得CsF成为增强所提出的SPR生物传感器用于BCC检测性能的合适棱镜材料。CsF与其他棱镜的比较性能在图3中展示。图3


不同棱镜的性能分析：(A) 正常细胞和受影响细胞的反射率与入射角的关系；(B) 受影响细胞的灵敏度和FoM；(C) DA；(D) QF。


3.2 粘合层厚度的优化


当在传感结构中考虑几种介电涂层时，粘合层材料对所提出的SPR传感器性能的影响变得明显。一组常用的材料（SiO2、Al2O3、ZnO、TiO2、AlON和CaTiO3）构成了这种比较的基础，以了解每种材料如何影响设备的等离子体特性。通过图4中呈现的曲线可以看到这些材料的主要传感参数的变化，其中可以观察到灵敏度、FoM、QF和DA的趋势。基于这种比较，中间层的光学特性对共振响应和传感效率有贡献。在所有材料中，TiO2粘合层在传感应用中表现出平衡的响应。在这方面，各种材料的灵敏度分别保持在342度/RIU（SiO2）、353.1度/RIU（Al2O3）、357.95度/RIU（ZnO）、365.3度/RIU（TiO2）、353.75度/RIU（AlON）和358.2度/RIU（CaTiO3）。在提到的值中，TiO2粘合层对于传感介质显示出最大的响应。共振品质因数（QF）也表现出相似的响应，其中SiO2的QF值保持在122.49 RIU?1，Al2O3为127.56 RIU?1，ZnO为129.36 RIU?1，TiO2为131.26 RIU?1，AlON为127.80 RIU?1，CaTiO3为129.41 RIU?1。在提到的值中，TiO2粘合层展现出最锐利的共振响应。图4


粘合材料的比较性能分析：(A) 正常细胞和受影响细胞的反射率与入射角的关系；(B) 受影响细胞的灵敏度和FoM；(C) DA；(D) QF。传感能力进一步得到了接近0.359度?1的DA的支持。在这方面，共振角的变化可以很容易地识别。此外，FoM保持在大约120.12。同样，共振凹陷也清晰可辨，正常细胞的最小反射率为0.070，受影响细胞的最小反射率为0.084。这确保了在金属-介电界面有效激发表面等离子体。考虑到所有上述参数，如灵敏度、QF、DA、FoM和最小反射率，图4中展示的特性突出了TiO2粘合层在保持所提出的SPR生物传感器用于BCC检测的稳定和平衡状态方面的潜力。


3.3 等离子体层厚度的优化


等离子体Ag层厚度从35纳米增加到60纳米，对所提出的SPR配置的传感特性有明显影响。金属层厚度的变化影响了介电层和金属层界面处等离子体激发的强度，也影响了SPR传感器的共振特性。图5中的反射曲线显示了正常细胞和受影响细胞的清晰共振特性，并且随着Ag层厚度的增加，共振角逐渐变化。计算出的SPR传感器灵敏度也在所有Ag层厚度范围内增加，分别为35纳米厚度时264.25度/RIU，40纳米厚度时300.5度/RIU，45纳米厚度时334.9度/RIU，50纳米厚度时365.3度/RIU，55纳米厚度时388.35度/RIU，最后60纳米厚度时401.25度/RIU。图5还显示了灵敏度与FoM之间的关系，表明在50纳米厚度时FoM的值接近120.12，这表明共振特性的建立。图5


Ag层厚度变化对基于BCC的SPR生物传感器性能的影响：(A) 正常细胞和受影响细胞的反射率与入射角的关系；(B) 受影响细胞的灵敏度和FoM；(C) DA；(D) QF。对于相同的厚度，共振质量特性也有类似的改善，如图5所示，QF接近131.26 RIU?1。DA从35纳米厚度的0.239度?1稳定上升到40和45纳米厚度的0.295度?1和0.340度?1，然后上升到50纳米厚度的0.359度?1，表明与较薄的金属层相比具有更强的检测能力，而55和60纳米厚度的QF分别为0.359度?1和0.355度?1。50纳米厚度的共振凹陷清晰可辨。正常细胞的最小反射率约为0.070，受影响细胞的最小反射率为0.084。这可以有效地激发等离子体并显示明确的共振轮廓。基于灵敏度、FoM、QF、DA和反射特性的整体响应，50纳米的Ag层可以被认为是用于实现所提出的SPR生物传感器可靠操作的合适等离子体厚度。


3.4 介电层的优化


介电材料的厚度在所提出的SPR配置的传感特性中起着重要作用，这一点在CaTiO3层厚度从1纳米变化到4纳米时显而易见。图6清楚地展示了传感参数的行为，其中介电层厚度的变化导致金属和介电层之间的等离子体相互作用发生变化。当CaTiO3层厚度从1纳米增加到2.5纳米时，灵敏度从253.45度/RIU增加到270.05度/RIU，进一步增加到291.4度/RIU和320.7度/RIU，显示出入射电磁波与传感表面之间更好的相互作用。图6


不同介电材料的效果：(A) 正常细胞和受影响细胞的反射率与入射角的关系；(B) 受影响细胞的灵敏度和FoM；(C) DA；(D) QF。在3纳米厚度时，传感响应清晰可见，灵敏度增加到365.3度/RIU，显示出衰减波与周围介质之间更好的相互作用。与较薄层相关的QF在1纳米时约为147.01 RIU?1，在1.5纳米时为145.57 RIU?1，在2纳米时为143.40 RIU?1，在2.5纳米时为139.31 RIU?1，而3纳米CaTiO3配置保持了约131.26 RIU?1的清晰且可辨别的共振。DA也表现出类似的模式，其值从0.58度?1变化到0.539度?1、0.492度?1和0.434度?1，对于较薄的介电层，而3纳米厚度对应的值约为0.359度?1，足以在传感过程中可靠地识别共振角的变化。此外，这种配置的FoM保持在大约120.12，表明传感响应平衡，正常细胞的最小反射率约为0.070，受影响细胞的最小反射率为0.084，保持了清晰的共振凹陷。当综合考虑所有上述参数（如灵敏度、QF、DA、FoM和最小反射率）时，图4中展示的特性突出了TiO2粘合层在保持所提出的SPR生物传感器用于BCC检测的稳定和平衡状态方面的潜力。


3.5 TMDC层的优化


使用各种二维材料（如石墨烯、硼烯、BP、BlueP/WS2和MXene）进行比较分析，以评估传感材料的选择对基于SPR概念的基底细胞癌（BCC）检测生物传感器性能的影响。表3展示了这些材料在633纳米波长下的折射率（RI）。使用所提到的材料时，所提出的生物传感器的响应在图7中显示。分析表明，所选2D材料的光学特性在确定传感界面的等离子体相互作用强度方面起着重要作用。因此，灵敏度会根据传感层而变化。例如，石墨烯的灵敏度约为311.3度/RIU，而硼烯提供约285.95度/RIU的灵敏度。相比之下，使用BP显著提高了传感性能，灵敏度高达近365.3度/RIU。BlueP/WS2异质结构的灵敏度值约为316.55度/RIU，而MXene的灵敏度相对较低，约为240.8度/RIU。这种变化也表明不同材料的电子和光学特性影响了它们的整体等离子体特性。QF也显示出类似的趋势。石墨烯和硼烯的QF分别相对较高，约为96.23 RIU?1和103.98 RIU?1。然而，对于BP，观察到一个尖锐的共振曲线，其值约为131.26 RIU?1。BlueP/WS2和MXene的总体QF分别为82.14 RIU?1和30.02 RIU?1。这种变化表明不同材料的共振锐度存在差异。图7还显示了总体FoM的类似趋势。石墨烯的总体FoM约为81.62，硼烯的FoM增加至约95.15。在所有材料中，BP显示出最高的值，约为120.12，表明更好的传感效率和共振特性。BlueP/WS2和MXene的总体FoM分别为约61.97和8.95。BP层的衰减（DA）约为0.359度^-1，这适用于在感知过程中观察共振角的变化。基于性能参数、灵敏度、品质因数（QF）、形状因子（FoM）和衰减（DA），BP的感知性能在所有2D材料中是最好的。这可以归因于金属和介质界面处的高等效等离子体（plasmonic）相互作用。它增强了围绕感知区域的电磁场的限制，从而提高了所提出的SPR生物传感器检测基底细胞癌（BCC）的能力。表3显示了在633纳米波长下TMDC材料的折射率（RI）值。

图7：在图查看器中打开

不同2D材料对基于BCC的SPR传感器性能的影响：（A）正常细胞和受影响细胞的反射率与入射角的关系；（B）受影响细胞的灵敏度和形状因子（FoM）、衰减（DA）和品质因数（QF）的评估。为了理解这一贡献，分析了感知结构中BP层的厚度。分析表明，单层BP配置能够保持稳定的共振轮廓和一致的性能特征。这种配置能够在感知界面内维持有效的等离子体相互作用。因此，BP单层被作为最合适的配置，因为它保持了稳定的感知行为和可靠的等离子体耦合，用于BCC的检测，如图7所总结的。

3.6 单个层对传感器性能的参数评估

为了清楚地评估所提出多层架构中每种材料的贡献，进行了基于排除的分析，每次从完整配置中移除一个层，并检查感知性能的变化。将完整结构作为参考系统，评估移除TiO2、CaTiO3和BP层对灵敏度、品质因数（QF）、衰减（DA）和形状因子（FoM）的影响。从表4中可以清楚地观察到这些变化，从而直接解释每个层如何影响整体光学响应。当移除TiO2层时，观察到灵敏度和共振稳定性有显著变化。这证明该层在增强等离子体耦合中起着重要作用。移除CaTiO3介质层也显示灵敏度的显著变化，证明它在增强金属-介质界面处的电磁场限制中起着重要作用。移除BP感知层也证明它在增强灵敏度中起着重要作用。尽管有些配置在特定参数（如品质因数（QF）、衰减（DA）和形状因子（FoM）上显示出增加的值，但观察到灵敏度有所下降。所提出的多层配置显示出最高的灵敏度。表4显示，只有集成结构同时保持了强烈的灵敏度以及稳定的品质因数（QF）、衰减（DA）和形状因子（FoM）。这些观察结果证实，TiO2、CaTiO3和BP层的共同存在产生了综合改进，从而为BCC检测提供了优化和可靠的感知行为。

表4显示，从完整配置中移除单个层会导致整体感知性能下降，特别是在灵敏度方面，而品质因数（QF）、衰减（DA）和形状因子（FoM）的变化反映了共振行为的变化。这些观察结果证实，集成的多层结构为BCC检测提供了最平衡和优化的性能。相应的比较趋势在图8中进一步说明，其中直观地展示了层移除对整体传感器响应的影响。

4 性能与结果

通过详细的数值模拟和分析观察，评估了所提出的多层SPR生物传感器的有效性。通过分析在不同折射率（RI）条件下的反射特性和共振角变化，评估了所提出的生物传感结构的光学特性。这些条件对应于感知表面与正常细胞和受癌症影响的基底细胞之间的相互作用。这些观察结果清晰地表明了多层配置对电磁场限制和感知表面等离子体激发的效果。通过各种计算方法获得的结果验证了所提出的生物传感模型的可靠性和稳定性。这些观察结果清楚地表明，优化结构对于敏感检测基底细胞癌（BCC）是有效的。

4.1 使用FEM和TMM的性能分析

使用TMM和FEM分析了SPR生物传感器在折射率（RI）变化时的性能，如图9所示。两种方法获得的结果非常相似，表明理论模型是可靠的。使用两种方法比较了分析中考虑的折射率（RI）值。对于BCC细胞，正常状态的折射率为1.360，受影响状态的折射率为1.380。这与生物样本通常观察到的值一致。共振角的变化也与传感器响应一致。在正常基底细胞条件下，共振角为79.81度，在受影响条件下为87.12度。两种方法之间的一致性验证了所提出模型的稳定性和TMM的计算结果。

4.2 所提出的SPR传感器中的光学特性和材料兼容性分析

使用COMSOL Multiphysics模拟软件分析了所提出的SPR生物传感器的数值性能。通过改变p偏振光的入射角度来获得角反射光谱，因为表面等离子体的激发强烈依赖于这个参数。共振条件是基于角反射光谱中观察到的尖锐最小值来确定的。它对应于入射光波与金属-感知介质界面处表面等离子体模式之间的有效耦合。在金属层和基底细胞感知区域之间的界面观察到局部电场的强烈增强。在共振过程中，由于表面等离子体波与基底细胞环境的折射率（RI）相互作用而观察到这种现象。共振角的变化是因为基底细胞的折射率与参考介质的不同。这些光学响应的变化有助于检测细胞结构中的异常。模拟的二维（2D）和三维（3D）场分布也展示了等离子体场在界面处的限制及其向分析物区域的指数衰减。等离子体场的衰减特性对光-物质相互作用的强度有显著影响。等离子体场的限制和共振位置的明显差异也有助于提高整体感知能力。相应的反射曲线和场剖面在图10中说明。使用COMSOL软件，角度从70度变化到90度，步长为0.1度进行角度模拟。使用MATLAB，角度模拟从60度变化到89.99度，步长为0.001度，以获得更好的共振分辨率。所有模拟的光源波长为633纳米[70]。通过观察反射曲线的变化和随着分析物折射率（RI）逐渐变化而发生的移动来评估感知性能。

4.3 渗透深度和电场强度的分析

渗透深度（PD）约为188.93纳米，其中衰减场的强度为其原始值的约37％，如图11A所示。使用Ansys Lumerical中的FDTD方法计算了场分布和渗透深度。SPW具有高的场限制，并且对远离传感器表面的折射率变化敏感。

5 结果

所提出的多层SPR配置的感知性能由几个关键参数决定，包括Rmin、半高宽（FWHM）、灵敏度、品质因数（QF）、衰减（DA）和形状因子（FoM）。这些参数提供了传感器共振特性及其检测能力的完整了解。表5中定义的感知参数对BCC的检测能力有重大影响。这些结果可以与现有的SPR传感器设计进行比较。

表5：所提结构的性能参数评估。

这项工作提出的CsF/TiO2/Ag/CaTiO3/BP/PEG/anti-BerEP4多层结构在所有关键感知参数上均表现出卓越的整体性能。灵敏度达到了365.30度/RIU，比参考文献1高出100.83％，比参考文献2高出82.15％，比参考文献3高出138.60％，比参考文献4高出84.81％，比参考文献5高出70.70％，比参考文献6高出30.44％。这些结果的稳步提升表明与之前提出的配置相比，RI响应有所改进。最小反射率为0.084，比参考文献1提高了74.93％。此外，仍然存在明显且稳定的共振凹陷，以实现可靠的角度跟踪。衰减（DA）达到0.359度^-1，比参考文献1提高了70.14％，比参考文献3和参考文献6分别提高了111.18％和204.24％。它也紧密跟随参考文献4，因此验证了其竞争性的分辨率能力。品质因数（QF）为131.26 RIU^-1，比参考文献2和参考文献4提高了50.01％，比参考文献5提高了115.93％。此外，形状因子（FoM）为120.12，比参考文献1高出211.73％，比参考文献3高出361.07％，比参考文献4高出62.20％，比参考文献5高出99.55％，比参考文献6高出264.96％。总体而言，这些在灵敏度、Rmin、衰减（DA）、品质因数（QF）和形状因子（FoM）方面的定量改进证明了所提出的配置为BCC检测提供了最佳平衡和优越的感知平台。

6 本研究对实现可持续发展目标的影响

这项研究支持联合国的可持续发展目标，特别是在使用先进的光学传感技术开发早期皮肤癌诊断策略方面。所提出的基于棱镜的多层SPR生物传感器即使在其早期阶段也能高灵敏度和特异性地检测BCC。它通过监测癌细胞在感知表面上相互作用引起的微小折射率（RI）变化来实现这一点。这种早期检测异常对改善健康和福祉有重大贡献，并推动了实现可持续发展目标3：良好健康与福祉的进程。所提出的SPR生物传感器基于Kretschmann配置设计，具有紧凑且结构良好的特点。这种结构良好的配置确保了将研究成果从实验室转化为实际应用的可靠途径，从而促进了联合国可持续发展目标（SDG）9“产业、创新和基础设施”的实现，该目标重点关注医疗设备和诊断技术的创新。此外，所提出的生物传感器具备无标记检测能力、使用少量试剂以及潜在的低成本制造特性，可用于分布式诊断。这些特点有助于实现SDG 1“消除贫困”和SDG 10“减少不平等”的目标，尤其在资源匮乏的国家中，通过提供更广泛的癌症筛查技术。另外，使用坚固的材料、可重复使用的传感层以及最大限度地减少化学物质的使用可以被视为实现SDG 12“负责任的消费和生产”的一种负责任的设计方法。这项研究结合了光子学、纳米技术和生物医学诊断等多个学科，有助于促进实现SDG 17“为可持续发展目标建立合作伙伴关系”所需的合作。因此，这项工作展示了基于表面的等离子共振（SPR）的生物传感技术在缩小技术进步与实现更加可持续和包容性医疗体系之间的差距方面的潜力，这正是联合国2030年议程所设想的。

7 结论

这种多层SPR生物传感器能够利用基于检测传感界面折射率（RI）变化的无标记方法来检测基底细胞癌（BCC）。该传感器采用Kretschmann配置，由CsF/TiO2/Ag/CaTiO3/BP/PEG/anti-BerEP4多层体系构成，这种结构增强了等离子共振激发，并实现了在传感界面的有效交互。传感器的SPR响应基于633纳米的波长，采用时域方法（TMM）进行测量，同时利用有限元方法（FEM）和时域有限差分法（FDTD）来评估场分布。BCC细胞与传感界面的相互作用表现为明显的共振角偏移，显示出对癌症相关事件的显著光学敏感性。多层结构增强了等离子共振激发以及传感界面处的电场强度，这对于传感至关重要。该SPR生物传感器的灵敏度达到365.30度/RIU，品质因数（QF）为131.26 RIU?1，动态范围（DA）为0.359度?1，形式因子（FoM）为120.12。此外，该传感器的最小反射率（Rmin）非常低且清晰明确，表现出了显著的灵敏度和清晰度。该传感结构的一个关键特点是PEG层和位于BP传感表面的anti-BerEP4层共同创建的双重生物功能界面。PEG层提高了表面稳定性，减少了非特异性吸附，从而使得生物分子之间的相互作用发生在受控环境中。anti-BerEP4抗体层实现了对BCC细胞的高特异性检测，并在传感界面选择性捕获与疾病相关的生物标志物。这两种生物功能层的结合提高了检测特异性，同时保持了优良的光学性能。因此，这种多层SPR生物传感器提供了一个稳定、高灵敏度和选择性的传感平台，支持对基底细胞癌的可靠无标记识别，并推动了未来即时诊断技术的发展。

致谢

本项工作是在Ahsanullah科技大学电气与电子工程系完成的。作者衷心感谢该校提供的支持和设施。

资金情况

作者无需报告任何资金相关内容。

利益冲突

作者声明不存在任何利益冲突。

数据可用性声明

本研究中未生成或分析任何数据集。