(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
各々が抗原を検出する複数の光導波路型バイオセンサーと、
前記複数の光導波路型バイオセンサーを光学的に直列に接続する光ファイバーと、
前記光ファイバーの一方端に接続され、波長が相互に異なる複数のパルス光を出射する光パルス光源と、
前記光ファイバー中に前記複数の光導波路型バイオセンサーに対応して設けられ、各々が対応する前記光導波路型バイオセンサーごとに設定された所定波長の干渉光のみを選択的に反射する複数のファイバブラッググレーティングと、
前記複数のファイバブラッググレーティングによって反射された複数の反射光各々の強度変化を検出し、その強度変化に基づいて前記光導波路型バイオセンサーにおける抗原抗体反応の発生の有無を検出する検出器とを備え、
前記複数の光導波路型バイオセンサーの各々は、
基板と、
前記基板上に形成され、ゾルゲルガラスからなるクラッドと、
前記クラッド中に形成され、ゾルゲルガラスからなるコアとを含み、
前記コアは、
第１のコアと、
第２のコアと、
前記第１および第２のコアに接続された第３のコアと、
前記第１および第２のコアの軸に対して前記第３のコアと対称な形状を有するとともに、前記第１および第２のコアに接続され、抗体を含む第４のコアとを含み、
前記第４のコアの前記抗体を含む領域は、前記クラッドに設けられた開口部を介して外部に露出しており、
前記干渉光は、前記第３のコアを伝播する光と前記第４のコアを伝播する光との干渉光である、バイオセンサーシステム。
【請求項２】
前記検出器は、光時間領域反射測定法によって前記複数の反射光の強度変化を検出する、請求項１に記載のバイオセンサーシステム。
【請求項３】
前記検出器は、前記パルス光が光パルス光源から出射されてから、ファイバブラッググレーティングによって反射された前記光導波路型バイオセンサーにおける干渉後のパルス光が前記検出部に到達するまでの検出時間遅延を測定することによって、抗原抗体反応が発生した光導波路型バイオセンサーを特定して光導波路型バイオセンサーごとに光強度を検出する、請求項１に記載のバイオセンサーシステム。
【請求項４】
前記光導波路型バイオセンサーの光導波路は、単一モードの光導波路であり、
前記光ファイバーは、単一モードの光ファイバーである、請求項１から請求項３のいずれか１項に記載のバイオセンサーシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、マッハツェンダー型の光導波路型バイオセンサーおよびそれを備えたバイオセンサーシステムに関するものである。
【背景技術】
【０００２】
センシング対象物を迅速、簡便に測定するシステムが求められており、例えば、医療・福祉分野においては、施設内の環境管理、ウィルス・細菌感染予防等の観点から、抗原抗体反応検査の迅速化、高精度化および多点化を狙いとしたシステムの実現が望まれている。
【０００３】
一方、センシング対象物を検知する技術として、光導波路を用いた技術が検討されており、例えば、光ファイバーのクラッドの先端、光導波路コア、あるいは、光導波路クラッドの表面等に抗体を固定化し、それを検査対象に接触あるいは挿入して、取り扱いが容易であり生体物質間結合のモデルとして多用されるアジビン−ビオチン結合に基づく屈折率の変化から抗原の存在を検知する光バイオセンサーが知られている（非特許文献１）。この実験結果から抗原抗体反応に対する同様の検査方法が可能となる。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００４】
【非特許文献１】H. Tazawa et al, Applied Physics Letters, 91, 113901 (2007).
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかし、従来の光バイオセンサーは、抗原抗体反応に起因して発生する光強度変化が小さく、十分な検出感度を得られないという問題がある。
【０００６】
そこで、この発明は、かかる問題を解決するためになされたものであり、その目的は、検出感度を高くできるバイオセンサーを提供することである。
【０００７】
また、この発明の別の目的は、検出感度を高くできる検出部を備えたバイオセンサーシステムを提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
この発明によれば、光導波路型バイオセンサーは、基板と、クラッドと、コアとを備える。クラッドは、基板上に形成され、ゾルゲルガラスからなる。コアは、クラッド中に形成され、ゾルゲルガラスからなる。コアは、第１から第４のコアからなる。第３のコアは、第１および第２のコアに接続される。第４のコアは、第１および第２のコアの軸に対して第３のコアと対称な形状を有するとともに、第１および第２のコアに接続され、抗体を含む。そして、第４のコアの抗体を含む領域は、クラッドに設けられた開口部を介して外部に露出している。
【０００９】
好ましくは、光導波路型バイオセンサーは、流路をさらに備える。流路は、開口部に接してクラッド中に設けられ、水を流す。
【００１０】
好ましくは、第４のコアに含まれる抗体は、検出対象物である抗原の種類に応じて決定されている。
【００１１】
また、この発明によれば、バイオセンサーシステムは、複数の光導波路型バイオセンサーと、光ファイバーと、光パルス光源と、複数のファイバブラッググレーティングと、検出器とを備える。複数の光導波路型バイオセンサーの各々は、抗原を検出する。光ファイバーは、複数の光導波路型バイオセンサーを光学的に直列に接続する。光パルス光源は、光ファイバーの一方端に接続され、波長が相互に異なる複数のパルス光を出射する。複数のファイバブラッググレーティングは、複数の光導波路型バイオセンサーに対応して光ファイバー中に設けられ、各々が対応する光導波路型バイオセンサーにおける干渉光を反射する。検出器は、複数のファイバブラッググレーティングによって反射された複数の反射光を検出し、その検出結果に基づいて光導波路型バイオセンサーにおける抗原抗体反応の発生の有無を検出する。複数の光導波路型バイオセンサーの各々は、基板と、クラッドと、コアとを含む。クラッドは、基板上に形成され、ゾルゲルガラスからなる。コアは、クラッド中に形成され、ゾルゲルガラスからなる。コアは、第１から第４のコアからなる。第３のコアは、第１および第２のコアに接続される。第４のコアは、第１および第２のコアの軸に対して第３のコアと対称な形状を有するとともに、第１および第２のコアに接続され、抗体を含む。第４のコアの抗体を含む領域は、クラッドに設けられた開口部を介して外部に露出している。
【００１２】
好ましくは、検出器は、光時間領域反射測定法によって複数の反射光の強度変化を検出する。
【００１３】
好ましくは、検出器は、光パルスが光パルス光源から出射されてから、ファイバブラッググレーティングによって反射された光導波路型バイオセンサーにおける干渉後の光パルスが検出部に到達するまでの検出時間遅延を測定することによって、抗原抗体反応が発生した光導波路型バイオセンサーを特定して光導波路型バイオセンサーごとに光強度を検出する。
【００１４】
好ましくは、光導波路型バイオセンサーの光導波路は、単一モードの光導波路であり、光ファイバーは、単一モードの光ファイバーである。
【発明の効果】
【００１５】
この発明による光導波路型バイオセンサーにおいては、入射された光を第３のコアを伝搬する光と第４のコアを伝搬する光とに分岐し、第３のコアを伝搬した光と第４のコアを伝搬した光とが干渉するときの干渉条件を抗原の有無に応じて変えることによって抗原を検知する。そして、干渉条件は、抗原が抗体に付着することによる第４のコアの屈折率の変化によって変えられる。
【００１６】
したがって、従来のバイオセンサーよりも高感度に抗原を検知できる。
【００１７】
また、この発明によれば、センシング対象物を抗原とした抗原抗体反応によって変化する光強度を多数の観測点で同時に測定するとともに、センシング対象物を検出した光導波路型バイオセンサーを特定することができる。
【００１８】
さらに、マルチモードよりも伝送損失が小さい単一モードの光ファイバーを用いるとともに、マッハツェンダー方式の光導波路型バイオセンサーの光導波路を単一モードの光導波路とし、光ファイバーと、マッハツェンダー方式の光導波路型バイオセンサーとを低結合損失で接続してセンサネットワークを構築しているので、長距離においても高感度な検出が可能になる。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】この発明の実施の形態によるバイオセンサーの斜視図である。
【図２】図１に示すＡ方向から見たコアの平面図である。
【図３】図１に示す線ＩＩＩ−ＩＩＩ間におけるバイオセンサーの断面図である。
【図４】図１に示す光導波路型バイオセンサーの製造方法を説明するための第１の工程図である。
【図５】図１に示す光導波路型バイオセンサーの製造方法を説明するための第２の工程図である。
【図６】図１に示す光導波路型バイオセンサーの製造方法を説明するための第３の工程図である。
【図７】図１に示す光導波路型バイオセンサーの製造方法を説明するための第４の工程図である。
【図８】光導波路型バイオセンサーにおける抗原の検知を説明するための模式図である。
【図９】この発明の実施の形態による他の光導波路型バイオセンサーの斜視図である。
【図１０】図９に示す線Ｘ−Ｘ間における光導波路型バイオセンサーの断面図である。
【図１１】図１に示す光導波路型バイオセンサーを備えたバイオセンサーシステムの構成図である。
【図１２】検出されるパルス光の概念図である。
【発明を実施するための形態】
【００２０】
本発明の実施の形態について図面を参照しながら詳細に説明する。なお、図中同一または相当部分には同一符号を付してその説明は繰返さない。
【００２１】
図１は、この発明の実施の形態によるバイオセンサーの斜視図である。図１を参照して、この発明の実施の形態による光導波路型バイオセンサー１０は、基板１と、クラッド２と、コア３と、開口部４とを備える。光導波路型バイオセンサー１０は、マッハツェンダー型のバイオセンサーである。
【００２２】
光導波路型バイオセンサー１０は、略長方形の平面形状を有する。基板１は、シリコン基板１１と、酸化シリコン（ＳｉＯ２）膜１２とからなる。ＳｉＯ２膜１２は、６μｍの厚みを有し、シリコン基板１１の一主面に形成される。
【００２３】
クラッド２は、たとえば、３−（トリメトキシシリル）プロピルメタクリレート（ＭＡＰＴＭＳ：Ｍｅｔｈａｃｒｙｌｏｙｌｏｘｙ  ｐｒｏｐｙｌｔｒｉｍｅｔｈｏｘｙｓｉｌａｎｅ）を主成分とするゾルゲルガラスからなり、基板１のＳｉＯ２膜１２上に形成される。そして、クラッド２は、１５５０ｎｍの波長に対して１．４８７の屈折率を有する。
【００２４】
コア３は、たとえば、ＭＡＰＴＭＳを主成分とするゾルゲルガラスからなり、光導波路型バイオセンサー１０の長さ方向ＤＲ１に沿ってクラッド２中に配置される。そして、コア３は、６〜８μｍの幅、３〜４μｍの厚みおよび５ｍｍの長さを有する。また、コア３は、１．５の屈折率を有する。さらに、コア３の端面３Ａは、クラッド２の端面２Ａに一致し、コア３の端面３Ｂは、クラッド２の端面２Ｂに一致する。なお、コア３は、単一モードの光導波路である。
【００２５】
開口部４は、コア３の一部に接するようにクラッド２に設けられる。これによって、コア３の一部は、外部へ露出される。
【００２６】
図２は、図１に示すＡ方向から見たコア３の平面図である。図２を参照して、コア３は、コア３１〜３４からなる。コア３１，３４の各々は、直線状の形状を有する。
【００２７】
コア３２は、一方端がコア３１に接続され、他方端がコア３４に接続される。そして、コア３２の一部の領域３２１は、抗体がドープされている。この一部の領域３２１は、検出対象物である抗原が抗体に付着していない場合、コア３２の他の領域と同じ屈折率を有し、抗原が抗体に付着すると、屈折率が変化する。
【００２８】
なお、コア３２の一部の領域３２１にドープされる抗体は、検出対象物である抗原の種類に応じて決定される。
【００２９】
コア３３は、コア３１，３４の軸ＡＸに対してコア３２と対称な形状を有する。そして、コア３３は、一方端がコア３１に接続され、他方端がコア３４に接続される。また、コア３３は、コア３２と同じ長さを有する。
【００３０】
このように、コア３は、２つのＹ型分岐を有するマッハツェンダー型のコアである。
【００３１】
図３は、図１に示す線ＩＩＩ−ＩＩＩ間における光導波路型バイオセンサー１０の断面図である。図３を参照して、コア３は、略四角形の断面形状を有する。そして、コア３は、一部の領域３２１を除いてクラッド２によって囲まれており、コア３の一部の領域３２１は、開口部４に接し、開口部４を介して外部に露出している。
【００３２】
図４から図７は、それぞれ、図１に示す光導波路型バイオセンサー１０の製造方法を説明するための第１から第４の工程図である。
【００３３】
図４を参照して、光導波路型バイオセンサー１０の製造が開始されると、酸素（Ｏ２）ガスを用いてシリコン基板１１を１０００℃の温度で酸化し、シリコン基板１１の一主面にＳｉＯ２膜１２を形成する。これによって、基板１が作製される（工程（ａ）参照）。
【００３４】
その後、ＭＡＰＴＭＳとＺｒＰＯ（ｚｉｒｃｏｎｉｕｍ（ＩＶ）−ｎ−ｐｒｏｐｏｘｉｄｅ）とのモル比ＭＡＰＴＭＳ／ＺｒＰＯを９５％／５％に設定したゾルゲルシリカ溶液を作製し、その作製したゾルゲルシリカ溶液をスピンコートによって基板１上に塗布する。
【００３５】
この場合、塗布したゾルゲルシリカ溶液の厚みは、図３においてＳｉＯ２膜１２の表面からコア３の上面までの距離に相当する厚みである。
【００３６】
そして、１５０℃の温度で１時間、ゾルゲルシリカ溶液をベーキングしてゾルゲルシリカ２１を基板１上に形成する（工程（ｂ）参照）。このゾルゲルシリカ２１は、クラッド２の一部分である。
【００３７】
引き続いて、ゾルゲルシリカ２１のウェットエッチングは、ＵＶ光の照射と、試料をイソプロピルアルコール中に３０秒〜１分の間、浸漬することによって行なわれる。水銀ランプのｉ線（波長＝３６５ｎｍ）からなるＵＶ光を照射した部分のみイソプロピルアルコールに溶解することなく残存させるために、ウェットエッチングを行なうゾルゲルシリカ溶液には、加水分解開始剤（例えば、ＣＩＢＡ製のＩＲＧＣＵＲＥ１８４）を混入する。これにより、ＵＶ照射をフォトマスクにより遮断したゾルゲルシリカ部分に比べ、ＵＶ照射した部分の加水分解速度が増加し、ＵＶ照射部分のみが残る。
【００３８】
従って、工程（ｂ）の後、水銀ランプのｉ線（波長＝３６５ｎｍ）からなるＵＶ光をマスク２２を介してゾルゲルシリカ２１に照射する。この場合、ＵＶ光の照射強度は、１１ｍＷ／ｃｍ２であり、照射時間は、１０分間である。また、マスク２２は、ガラス２２１と、金属膜２２２とからなる。金属膜２２２は、ガラス２２１の一主面２２１Ａに形成される。そして、金属膜２２２は、ｉ線（波長＝３６５ｎｍ）からなるＵＶ光を遮断する。これによって、ゾルゲルシリカ２１のうちの一部分２１１以外の領域にＵＶ光が照射される（工程（ｃ）参照）。なお、ゾルゲルシリカ２１の一部分２１Ａは、加水分解開始剤が含まれている。
【００３９】
図５を参照して、工程（ｃ）の後、ゾルゲルシリカ２１のうちの一部分２１１をウェットエッチングによって除去し、コア３が形成される領域に穴２３を形成する（工程（ｄ）参照）。この場合、ウェットエッチングは、上述したように、試料をイソプロピルアルコール中に３０秒〜１分の間、浸漬することによって行なわれる。
【００４０】
その後、加水分解開始剤を混入したＭＡＰＴＭＳとＺｒＰＯとのモル比ＭＡＰＴＭＳ／ＺｒＰＯを８５％／１５％に設定したゾルゲルシリカ溶液を作製し、その作製したゾルゲルシリカ溶液をスピンコートによって穴２３の中に塗布する。
【００４１】
そして、その塗布したゾルゲルシリカ溶液を８０℃の温度で１０分、ベーキングする。これによって、ゾルゲルシリカ２４がクラッド２の中に形成される（工程（ｅ）参照）。
【００４２】
引き続いて、水銀ランプのｉ線（波長＝３６５ｎｍ）からなるＵＶ光を、マスク２５を介してゾルゲルシリカ２４に照射する。この場合、ＵＶ光の照射強度は、１１ｍＷ／ｃｍ２であり、照射時間は、１０分間である。これによって、ゾルゲルシリカ２４のうちの一部分２４１以外の部分にＵＶ光が照射される（工程（ｆ）参照）。なお、マスク２５は、ガラス２５１と、金属膜２５２，２５３とからなる。金属膜２５２，２５３は、ガラス２５１の一主面２５１Ａに形成される。
【００４３】
図６を参照して、工程（ｆ）の後、ゾルゲルシリカ２４のうちの一部分２４１をウェットエッチングによって除去し、穴２６を形成する（工程（ｇ）参照）。この場合、ウェットエッチングは、試料をイソプロピルアルコール中に３０秒〜１分の間、浸漬することによって行なわれる。
【００４４】
その後、加水分解開始剤を混入したＭＡＰＴＭＳとＺｒＰＯとのモル比ＭＡＰＴＭＳ／ＺｒＰＯを９５％／５％に設定したゾルゲルシリカ溶液を作製し、その作製したゾルゲルシリカ溶液をスピンコートによって試料の全面に塗布する。これによって、クラッド３の一部の領域３２１がゾルゲルシリカ溶液によって充填される。
【００４５】
この場合、塗布したゾルゲルシリカ溶液の厚みは、図３においてコア３の上面からクラッド２の上面までの距離に相当する厚みである。
【００４６】
そして、８０℃の温度で１０分、ゾルゲルシリカ溶液をベーキングしてゾルゲルシリカ２７を基板１上に形成する（工程（ｈ）参照）。このゾルゲルシリカ２７は、クラッド２の一部分である。
【００４７】
工程（ｈ）の後、水銀ランプのｉ線（波長＝３６５ｎｍ）からなるＵＶ光を、マスク２８を介してゾルゲルシリカ２７に照射する。この場合、ＵＶ光の照射強度は、１１ｍＷ／ｃｍ２であり、照射時間は、３分間である。また、マスク２８は、ガラス２８１と、金属膜２８２とからなる。金属膜２８２は、ガラス２８１の一主面２８１Ａに形成され、ｉ線（波長＝３６５ｎｍ）からなるＵＶ光を遮断する。これによって、ゾルゲルシリカ２７のうち、一部分２７１以外の領域にＵＶ光が照射される（工程（ｉ）参照）。
【００４８】
図７を参照して、工程（ｉ）の後、ゾルゲルシリカ２７のうちの一部分２７１をウェットエッチングによって除去し、開口部４を形成し（工程（ｊ）参照）、その後、１５０℃で１時間加熱する。この場合、ウェットエッチングは、試料をイソプロピルアルコール中に３０秒〜１分の間、浸漬することによって行なわれる。また、このウェットエッチングによって、クラッド３の一部の領域３２１もエッチングされる。なお、ゾルゲルシリカ２１，２７は、クラッド２を構成する。
【００４９】
その後、ＭＡＰＴＭＳとＺｒＰＯとのモル比ＭＡＰＴＭＳ／ＺｒＰＯを８５％／１５％に設定したゾルゲルシリカ溶液を作製し、その作製したゾルゲルシリカ溶液に抗体（例えば、ＧＦＰ）をドープし、その抗体をドープしたゾルゲルシリカ溶液をスピンコートによって開口部４に塗布する。これによって、クラッド３の一部の領域３２１にも、抗体をドープしたゾルゲルシリカ溶液が塗布される。その後、塗布したゾルゲルシリカ溶液（抗体を含む）にＵＶ光を９分間照射する。
【００５０】
これによって、抗体を一部の領域３２１に含むクラッド３がクラッド２の一部２１の中に形成される（工程（ｋ）参照）。そして、光導波路型バイオセンサー１０が完成する。
【００５１】
図８は、光導波路型バイオセンサー１０における抗原の検知を説明するための模式図である。図８を参照して、検出対象物である抗原がコア３の一部の領域３２１に付着していない場合、コア３の端面３Ａから入射した光は、コア３１中を直進し、その後、コア３２，３３中へ分岐される。そして、光は、コア３２，３３中を進行し、コア３２，３３とコア３４との接続部で強め合って合成される。その後、合成された光は、コア３４中を進行し、光導波路型バイオセンサー１０の外部へ放射される（図８の（ａ）参照）。
【００５２】
一方、検出対象物である抗原２０がコア３の一部の領域３２１に含まれる抗体に付着している場合、コア３２の一部の領域３２１は、その屈折率が大きくなり、コア３２中を進行した光と、コア３３中を進行した光との間に位相差が発生し、その結果、コア３２，３３中を進行した２つの光は、コア３２，３３とコア３４との接続部で弱め合って合成される。そして、合成された光は、コア３４中を進行し、光導波路型バイオセンサー１０の外部へ放射される（図８の（ｂ）参照）。
【００５３】
したがって、光導波路型バイオセンサー１０から放射される光の強度を検出することにより、抗原２０を検知できる。
【００５４】
このように、光導波路型バイオセンサー１０においては、マッハツェンダー型のコア３を用いて、入射された光を、コア３２を伝搬する光とコア３３を伝搬する光とに分岐し、コア３２を伝搬する光とコア３３を伝搬する光とが干渉するときの干渉光の強度変化を検出することによって領域３２１での抗原抗体反応の発生の有無、即ち、抗原の有無を高感度で検知できる。
【００５５】
図９は、この発明の実施の形態による他のバイオセンサーの斜視図である。この発明の実施の形態によるバイオセンサーは、図９に示す光導波路型バイオセンサー１０Ａであってもよい。
【００５６】
図９を参照して、光導波路型バイオセンサー１０Ａは、図１に示す光導波路型バイオセンサー１０に流路５を追加したものであり、その他は、光導波路型バイオセンサー１０と同じである。
【００５７】
流路５は、流路５１，５２からなる。そして、流路５１は、光導波路型バイオセンサー１０Ａの長さ方向ＤＲ１における開口部４の一方端側において開口部４に連通しており、流路５２は、長さ方向ＤＲ１における開口部４の他方端側において開口部４に連通している。
【００５８】
また、流路５１の端面５１Ａは、幅方向ＤＲ２におけるクラッド２の端面２Ｃに一致しており、流露５２の端面５２Ａは、幅方向ＤＲ２におけるクラッド２の端面２Ｃに一致している。
【００５９】
この流路５は、水を流すための流路である。流路５に水を流すことにより、抗原が洗浄され、抗原が除去される。
【００６０】
したがって、光導波路型バイオセンサー１０Ａは、使い捨てのセンサーではなく、抗原を洗浄除去することによって、複数回の使用が可能である。
【００６１】
図１０は、図９に示す線Ｘ−Ｘ間における光導波路型バイオセンサー１０Ａの断面図である。図１０を参照して、流路５（５１）は、開口部４に連通して配置されている。そして、流路５（５１）の底面の高さは、開口部４の底面の高さと略同じである。
【００６２】
光導波路型バイオセンサー１０Ａは、次の方法によって製造される。図７に示す工程（ｋ）の後に、流路５（５１，５２）を形成する領域以外の領域にクラッド２の端面２ＣからＵＶ光を照射し、ＵＶ光が照射されなかった領域を上述した条件でウェットエッチングする。これによって、光導波路型バイオセンサー１０Ａが完成する。最後にエッチングした流路５１，５２を基板（例えば、シリカガラス基板）等で蓋をして覆い、開口部４の部分は、外部と接触する構造とする（図１０参照）。
【００６３】
図１１は、図１に示す光導波路型バイオセンサー１０を備えたバイオセンサーシステムの構成図である。
【００６４】
図１１を参照して、バイオセンサーシステム１００は、ＯＴＤＲ（Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｔｉｍｅ  Ｄｏｍａｉｎ  Ｒｅｆｌｅｃｔｏｍｅｔｒｙ）１１０と、カプラー１２０と、光ファイバー１３０と、光導波路型バイオセンサー１３１〜１３ｎ（ｎは２以上整数）と、ファイバブラックグレーティング１４１〜１４ｎとを備える。
【００６５】
光導波路型バイオセンサー１３１〜１３ｎは、光ファイバー１３０によって光学的に直列に接続されている。そして、光ファイバー１３０は、単一モードの光ファイバーである。ファイバブラックグレーティング１４１〜１４ｎは、それぞれ、光導波路型バイオセンサー１３１〜１３ｎに対応して設けられる。
【００６６】
ＯＴＤＲ１１０は、投光部１１１と、受光部１１２とを有する。投光部１１１は、光パルス光源（図示せず）を有し、受光部１１２は、光パルス検出部（図示せず）を有する。
【００６７】
光パルス光源は、ｎｓｅｃオーダーの半値幅を有し、相互に異なる波長を有する複数の光パルスを出射する。この場合、複数の光パルスの波長は、ファイバブラックグレーティング１４１〜１４ｎの反射周波数に一致している。
【００６８】
ＯＴＤＲ１１０の投光部１１１および受光部１１２は、カプラー１２０によって光ファイバー１３０に接続されている。
【００６９】
ファイバブラッググレーティング１４１〜１４ｎは、例えば、光ファイバーに紫外のレーザ光を照射する等により光ファイバー中のコアの屈折率に周期的な強弱を持たせたものである。その結果、ファイバブラッググレーティング１４１〜１４ｎは、光ファイバーの長手方向に周期的な屈折率変調が得られ、周期に合致した波長の光のみを反射し、他の波長の光を通過させる。他の波長の光は、この周期的な屈折率変動を感知しないからである。
【００７０】
この発明の実施の形態では、ファイバブラッググレーティング１４１〜１４ｎは、それぞれ、光導波路型バイオセンサー１３１〜１３ｎごとに設定された所定波長の光のみを選択的に反射するように設定されている。
【００７１】
ＯＴＤＲ１１０の光パルス検出部は、複数の光導波路型バイオセンサー１３１〜１３ｎの後段に設置されたファイバブラッググレーティング１４１〜１４ｎからの反射光を検出する。即ち、ＯＴＤＲ１１０の光パルス検出部は、光時間領域反射測定法によってファイバブラッググレーティング１４１〜１４ｎからの反射光を検出する。ＯＴＤＲ１１０は、光ファイバー１３０中を伝搬している光パルスから光パワーの一部が入射側に戻ってくる現象を利用して光ファイバーの評価を行う方法であり（JIS C 6823：光ファイバー損失試験方法参照）、例えば、カプラー１２０を通じてフォトダイオード（ＰＤ：Ｐｈｏｔｏｄｉｏｄｅ）を接続し、Ａ／Ｄ変換器によりデジタル信号に変換して制御装置によりパルス信号を解析する。具体的には、光パルス光源より光パルスを発した後、単一モードの光ファイバー１３０によって直列に接続された複数の光導波路型バイオセンサー１４１〜１４ｎに対応して設置されたファイバブラッググレーティング１４１〜１４ｎからの反射光が光パルス検出部に到達するまでの遅延時間を測定することにより、光導波路型バイオセンサー１３１〜１３ｎまでの距離（即ち、光導波路型バイオセンサー１３１〜１３ｎの位置）を特定して検出する。
【００７２】
反射光が光パルス検出部に到達するまでの遅延時間は、ファイバーの長さに依存（ｄｔ＝ｎ  ｄＬ／ｃ，ｎ：光ファイバーの屈折率）し、例えば、５００ｍ遠方の光導波路型バイオセンサー１３１〜１３ｎを探知する時間遅延は、往復１ｋｍで５μｓとなる。  図１２は、検出されるパルス光の概念図である。なお、図１２において、縦軸は、信号強度であり、横軸は、時間である。
【００７３】
抗原抗体反応が発生していない時は、（ａ）に示すような信号が検出され、例えば、２番目の光導波路型バイオセンサーに抗原抗体反応が発生すると、（ｂ）のような信号になる。
【００７４】
なお、本発明のバイオセンサネットワークは、ネットワーク中に設置されたファイバブラッググレーティング１４１〜１４ｎからの反射光をＯＴＤＲ１１０で検出し、その時間差から抗原抗体反応が発生したマッハツェンダー方式の光導波路型バイオセンサー１３１〜１３ｎの位置を特定する方式である。
【００７５】
従って、その位置を弁別して検出するためには、ＯＴＤＲ１１０の光パルス検出部の時間分解能Δt、光ファイバー１３０内での光伝送速度ｃを考慮して、マッハツェンダー方式の光導波路型バイオセンサー１３１〜１３ｎの設置間隔Ｓを決定する必要がある。
【００７６】
また、光ファイバー１３０内での減衰を０．１６ｄＢ／ｋｍ、ＯＴＤＲ１１０の光パルス検出部の最小検出感度を４０ｄＢとすると、本発明のバイオセンサネットワークシステム１００の総延長距離Ｌは、１２５ｋｍ程度（往復距離２５０ｋｍ）となる。
【００７７】
このように、本発明のマッハツェンダー型の光導波路型バイオセンサーとそれを用いたバイオセンサネットワークシステムによれば、複数の位置に設置されたセンシング対象物での抗原抗体反応の発生を、それが長距離であっても迅速、簡便に精度良く測定することができる。
【００７８】
以上、実施の形態に基づき本発明を説明したが、本発明は、上記の実施の形態に何ら限定されるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲内において各種の変更が可能である。
【００７９】
例えば、投光部の光パルス光源は、市販の１台の波長可変型レーザを用い、各ファイバブラッググレーティングの反射波長に対応してレーザの波長を可変させる方法、あるいは、各ファイバブラッググレーティングの反射波長に対応する複数のレーザ光源からのパルスレーザ光をカプラーで結合して投光する方法等が考えられる。
【００８０】
上記においては、バイオセンサーシステム１００のｎ個のバイオセンサー１３１〜１３ｎの各々は、図１に示す光導波路型バイオセンサー１０からなると説明したが、この発明の実施の形態においては、これに限らず、ｎ個のバイオセンサー１３１〜１３ｎの各々は、図９に示す光導波路型バイオセンサー１０Ａからなっていてもよい。
【００８１】
この場合、流路５に水を流すことによって抗体に付着した抗原を除去するので、バイオセンサーシステム１００におけるｎ個のバイオセンサー１３１〜１３ｎを用いて複数回の抗原の検知が可能である。
【００８２】
なお、この発明の実施の形態においては、コア３１は、「第１のコア」を構成し、コア３４は、「第２のコア」を構成し、コア３３は、「第３のコア」を構成し、コア３２は、「第４のコア」を構成する。
【００８３】
今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は、上記した実施の形態の説明ではなくて特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。
【産業上の利用可能性】
【００８４】
この発明によるマッハツェンダー方式の光導波路型バイオセンサー、およびそれを備えたネットワークシステムは、マッハツェンダー干渉系の原理を応用しており、抗原抗体反応に起因して発生する反射光強度の変化を高感度に検出することができ、また、光ファイバーを用いてセンサネットワークを構築しており、光ファイバーは、同軸ケーブルに比べて径が小さく、漏電の危険性がないことから、医療・福祉分野の施設内への敷設が容易となる。また、光ファイバーは、同軸ケーブルに比べて伝送損失が小さいため光増幅なしで１００ｋｍにわたる信号伝送が可能である。
【符号の説明】
【００８５】
１  基板、２  クラッド、３  コア、４  開口部、１０  光導波路型バイオセンサー、３２１  一部の領域。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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