(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
クラッド層の上に形成されたシリコンからなる第１コアと、
前記第１コアの一部に配置される共振部と、
前記共振部を挟んで前記第１コアに形成された２つの反射部と、
前記第１コアに接続するシリコンからなる第２コアより構成されたモード変換部と、
前記第１コアの延在方向に周期的に１列に配列されて前記クラッド層の法線方向に柱状とされ、前記共振部の前記第１コアに形成された複数の第１穴部と、
前記第１コアの延在方向に周期的に１列に配列されて前記クラッド層の法線方向に柱状とされ、前記反射部の前記第１コアに形成された複数の第２穴部と、
前記第２コアの延在方向に周期的に１列に配列されて前記クラッド層の法線方向に柱状とされ、前記モード変換部に形成された第３穴部と
を備え、
前記反射部のフォトニックバンドギャップ内に、対象とする波長の光のエネルギーがあり、
前記第２穴部は、前記第１穴部より大きな径とされ、
前記反射部に隣接する前記第３穴部は、第１穴部と同じ径とされている
ことを特徴とする光共振器構造。
【請求項２】
請求項１記載の光共振器構造において、
前記モード変換部は、複数の前記第３穴部を備え、複数の前記第３穴部は、前記共振部より離れるほど穴径が小さくされていることを特徴とする光共振器構造。
【請求項３】
請求項１または２記載の光共振器構造において、
前記第１コアおよび前記第２コアは、前記クラッド層の上に並列して配置され、
前記モード変換部に接続して前記第２コアに形成された光結合領域と、
前記第２コアの延在方向に周期的に１列に配列されて前記クラッド層の法線方向に柱状とされ、前記第１穴部と同じ形状で同じ間隔で前記光結合領域に形成された複数の第４穴部と
を備えることを特徴とする光共振器構造。
【請求項４】
請求項１または２記載の光共振器構造において、
前記第２コアは、前記第１コアに連続して形成され、
前記第１コアの少なくとも一方の反射部に前記モード変換部が連続して配置されていることを特徴とする光共振器構造。
【請求項５】
請求項１〜４のいずれか１項に記載の光共振器構造において、
前記第１コアおよび前記第２コアは、断面形状が矩形とされていることを特徴とする光共振器構造。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、シリコンからなるコアにより光共振器を構成した光共振器構造に関する。
【背景技術】
【０００２】
蛍光分子を標識剤とする蛍光ラベルにより特定分子を検出する蛍光型バイオセンサと異なり、ラベルフリーで光学的に分子検出を行うバイオセンサの研究開発が、人体の化学物質の分析や病気の早期発見などの医療応用の観点で進められている。ラベルフリーで光学的に分子検出を実施する技術として、例えば、表面プラズモン共鳴（surface plasmon resonance：ＳＰＲ）測定器を用いた測定がある。ＳＰＲ測定器は、分子吸着による屈折率／反射率変化を検出できる。この技術は、生化学研究で広く用いられているが、小型化に難がある。専門家による分析を必要とせず、家庭で簡便に利用できるバイオセンサには、小型化・低価格化が必須であり、エレクトロニクス同様、ＬＳＩ（Large Scale Integration）の加工技術を用いてチップ上に機能集積したセンサが望ましい。
【０００３】
今日まで、ＬＳＩの加工技術を用いて作製された光学的手法によるセンサチップが報告されている。例えば、板状のシリコン層（Ｓｉスラブ）を、数１００ｎｍの幅・高さの矩形断面をもつ細線に加工したシリコン光導波路をベースに、Ｍａｃｈ−Ｚｅｈｎｄｅｒ干渉計を構成したセンサがある（非特許文献１参照）。また、上述したシリコン光導波路をベースに、μｍサイズの直径の微小リング光共振器を構成したセンサがある（非特許文献２参照）。
【０００４】
抗原抗体反応により光導波路表面に選択的に分子が吸着することによって、屈折率に変化が生じ、光の透過率が変化することで分子を捉えることが可能となる。透過率の変化は、共振の起こる波長（共振波長）がシフトすることによる。また、シリコンスラブに周期的に穴を形成したフォトニック結晶（ＰｈＣ）において、一部に穴を形成しない部分を設け（非特許文献３，非特許文献４参照）、また、穴の大きさを変えた点欠陥を設けて光共振器として動作させること（非特許文献５，非特許文献６参照）により、分子吸着を捉えることが可能である。
【０００５】
しかし、これらの共振器の多くでは、光のパワーが主にシリコン中に閉じ込められており、導波路から弱くしみ出したエバネッセント波で表面に吸着した分子を捉えているため、ＳＰＲ測定に比べると感度（検出濃度の下限）に難がある。高感度化には、導波路側壁の粗さを原子レベルで低減する超精密加工により、共振器のＱ値（quality factor）を極めて高くする必要がある（非特許文献７参照）。一方、シリコン導波路中にスロットと呼ばれる空隙を設け（非特許文献８参照）、また、フォトニック結晶中で点欠陥となっている１個の穴のサイズを調整し（非特許文献６参照）、導波路や光共振器からしみ出した光強度を増加させることにより、検出感度を向上させる試みがなされている。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００６】
【非特許文献１】A. Densmore et al. , "Silicon photonic wire biosensor array for multiplexed real-time and label-free molecular detection", Opt. Lett. , vol.34, pp.3598-3600, 2009.
【非特許文献２】K. De Vos et al. , "Silicon-on-Insulator microring resonator for sensitive and label-free biosensing", Opt. Express, vol.15, no.12, pp.7610-7615, 2007.
【非特許文献３】V. Taccafondo et al. , "Single-strand DNA detection using a planar photonic-crystal-waveguide-based sensor", Opt. Lett. , vol.35, no.21, pp.3673-3675, 2010.
【非特許文献４】S. Mandel and D. Erickson,  "Nanoscale optofluidic sensor arrays", Opt. Express, vol.16, no.3, pp.1623-1631, 2008.
【非特許文献５】M. R. Lee and P. M. Fauchet,  "Nanoscale microcavity sensor for single particle detection", Opt. Lett. , vol.32, no.22, pp.3284-3286, 2007.
【非特許文献６】M. R. Lee and P. M. Fauchet, "Two-dimensional silicon photonic crystal based biosensing platform for protein detection", Opt. Express, vol.15, no.8, pp.4530-4535, 2007.
【非特許文献７】A. M. Armani et al. , "Label-Free, Single-Molecule Detection with Optical Microcavities", Science, vol.317, pp.783-787, 2007.
【非特許文献８】T. Claes et al. , "Label-Free Biosensing With a Slot-Waveguide-Based Ring Resonator in Silicon on Insulator", IEEE Photonics Journal, vol.1,no.3, pp.197-204, 2009.
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
ところで、検出感度の向上は、シリコンによる微小リング光共振器やフォトニック結晶を用いた共振器のＱ値（quality factor）を高くすることで実現できる。しかしながら、現状は、主に、導波路側壁の粗を原子レベルで低減する超精密加工によって、共振器のＱ値の向上を図っている。この加工は容易ではなく、従来では、Ｑ値を向上させることが容易ではないという問題があった。
【０００８】
さらに，シリコンによるフォトニック結晶においては，共振器に光を閉じ込めるためのミラー構造を通じて光を入射する必要があるが、入射光の反射損失が不可避であるという問題がある。検出感度の向上には、反射損失を低減し、光共振器内部へ導入される光の強度を向上させる必要がある。
【０００９】
本発明は、以上のような問題点を解消するためになされたものであり、容易に製造できるシリコンによるフォトニック結晶を用い、Ｑ値の向上によらずに検出感度が向上できるようにすることを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本発明に係る光共振器構造は、クラッド層の上に形成されたシリコンからなる第１コアと、第１コアの一部に配置される共振部と、共振部を挟んで第１コアに形成された２つの反射部と、第１コアに接続するシリコンからなる第２コアより構成されたモード変換部と、第１コアの延在方向に周期的に１列に配列されてクラッド層の法線方向に柱状とされ、共振部の第１コアに形成された複数の第１穴部と、第１コアの延在方向に周期的に１列に配列されてクラッド層の法線方向に柱状とされ、反射部の第１コアに形成された複数の第２穴部と、第２コアの延在方向に周期的に１列に配列されてクラッド層の法線方向に柱状とされ、モード変換部に形成された第３穴部とを備え、反射部のフォトニックバンドギャップ内に、対象とする波長の光のエネルギーがあり、第２穴部は、第１穴部より大きな径とされ、反射部に隣接する第３穴部は、第１穴部と同じ径とされている。
【００１１】
上記光共振器構造において、モード変換部は、複数の第３穴部を備え、複数の第３穴部は、共振部より離れるほど穴径が小さくされているようにするとよい。
【００１２】
上記光共振器構造において、第１コアおよび第２コアは、クラッド層の上に並列して配置され、モード変換部に接続して第２コアに形成された光結合領域と、第２コアの延在方向に周期的に１列に配列されてクラッド層の法線方向に柱状とされ、第１穴部と同じ形状で同じ間隔で光結合領域に形成された複数の第４穴部とを備える構成としてもよい。
【００１３】
また、光共振器構造において、第２コアは、第１コアに連続して形成され、第１コアの少なくとも一方の反射部にモード変換部が連続して配置されているようにしてもよい。
【００１４】
上記光共振器構造において、第１コアおよび第２コアは、断面形状が矩形とされているとよい。
【発明の効果】
【００１５】
以上説明したことにより、本発明によれば、容易に製造できるシリコンによるフォトニック結晶を用い、Ｑ値の向上によらずに検出感度が向上できるようになるという優れた効果が得られる。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】図１は、本発明の実施の形態における光共振器構造の構成を示す構成図である。
【図２】図２は、共振部１０４内部へ導入される光の強度の状態を示す特性図である。
【図３】図３は、共振部１０４内部へ導入される光の強度の状態を示す特性図である。
【図４】図４は、本発明の実施の形態における光共振器構造の第１コア１０２より構成される導波路部分における波長１．５５μｍの光の状態を示す説明図である。
【図５】図５は、本発明の実施の形態における光共振器構造の第１コア１０２による光導波路の透過スペクトルを示す特性図である。
【図６】図６は、本発明の実施の形態における光共振器構造の共振部１０４付近の光強度を示す説明図である。
【図７】図７は、本発明の実施の形態における光共振器構造の共振部１０４と反射部１０５，１０６との接続距離を変化させた場合の、第１コア１０２による光導波路の透過スペクトルの変化を示す特性図である。
【図８】図８は、本発明における実施の形態における光共振器構造をバイオセンサへ応用した構成を示す構成図である。
【図９】図９は、本発明における実施の形態における光共振器構造をバイオセンサへ応用した構成を示す構成図である。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
以下、本発明の実施の形態について図を参照して説明する。図１は、本発明の実施の形態における光共振器構造の構成を示す構成図である。図１の（ａ），（ｃ）は平面を示している。図１の（ｂ）は、図１の（ａ）の断面を示している。
【００１８】
この光共振器構造は、クラッド層１０１の上に形成されたシリコンからなる第１コア１０２および第２コア１０３を備える。第１コア１０２には、共振部１０４および２つの反射部１０５，反射部１０６が形成されている。反射部１０５，反射部１０６は、共振部１０４を挟んで配置されている。
【００１９】
また、共振部１０４の第１コア１０２には、複数の第１穴部１４１が形成されている。第１穴部１４１は、クラッド層１０１の法線方向に伸びる柱状とされている。また、第１穴部１４１は、第１コア１０２の延在方向に周期的に１列に配列されている。
【００２０】
また、反射部１０５，１０６にも、複数の第２穴部１５１，１６１が形成されている。第２穴部１５１，１６１も、クラッド層１０１の法線方向に伸びる柱状とされている。また、第２穴部１５１，１６１も、第１コア１０２の延在方向に周期的に１列に配列されている。ここで、第２穴部１５１，１６１は、第１穴部１４１より大きな径とされている。
【００２１】
第２コア１０３には、モード変換部１０７，モード変換部１０８が形成されている。モード変換部１０７，１０８にも、クラッド層１０１の法線方向に伸びる柱状の、複数の第３穴部１７１，１８１が形成されている。また、第３穴部１７１，１８１は、第２コア１０３の延在方向に周期的に１列に配列されている。加えて、複数の第３穴部１７１は、共振部１０４より離れるほど穴径が小さくされている。同様に、複数の第３穴部１８１も、共振部１０４より離れるほど穴径が小さくされている。
【００２２】
ここで、図１の（ａ）および（ｂ）に例示する光共振器構造は、第２コア１０３は、第１コア１０２に連続して形成されている。また、第１コア１０２の反射部１５１，１６１に、モード変換部１７１，１８１が連続して配置されている。ここで、例えば、モード変換部１０８を設けない構成としてもよい。また、モード変換部１０７の方を設けない構成としてもよい。
【００２３】
また、図１の（ｃ）に例示する光共振器構造は、第１コア１０２および第２コア１０３が、クラッド層１０１の上に並列して配置されている。この構成においては、モード変換部１０７，１０８に接続して第２コア１０３に形成された光結合領域１０９を備える。また、光結合領域１０９は、複数の第４穴部１９１を備える。光結合領域１０９も、クラッド層１０１の法線方向に伸びる柱状とされている。また、光結合領域１０９は、第２コア１０３の延在方向に周期的に１列に配列され、第１穴部１４１と同じ形状で同じ間隔とされている。
【００２４】
第１穴部１４１および第２穴部１５１，１６１は、周囲のコア部と屈折率が異なる状態となる。また、第１穴部１４１と第２穴部１５１，１６１とは、穴径および穴の配置周期が異なる。
【００２５】
第２穴部１５１，１６１の穴径およびこれらの配置周期により決定されるフォトニック結晶のフォトニックバンドギャップ内に、対象とする波長の光のエネルギーがある。一方、第１穴部１４１の穴径および穴の配置周期により決定されるフォトニック結晶のフォトニックバンドギャップ外に、対象とする波長の光のエネルギーがある。
【００２６】
第１穴部１４１による共振部１０４のフォトニックバンドギャップの上端より大きなエネルギーのバンド（エアバンド）に光のエネルギーがあるように、反射部１０５，１０６における複数の第２穴部１５１，１６１、および第１穴部１４１の穴径および穴の配置周期が設定されている。
【００２７】
上述した構成とすることで、反射部１０５，１０６がミラーとして機能し、共振部１０４が共振器として機能する。この結果、第１コア１０２による光導波路を導波する光が、共振部１０４では第１穴部１４１の穴の内部に多く存在する状態となる。この状態でバイオセンサとして機能させると、検出分子と光の相互作用が増加し、Ｑ値の向上によらずに検出感度が向上できる。また、共振部１０４，反射部１０５，１０６は、各穴部を１列に並べて構成しているので、第１コア１０２による光導波方向に垂直な方向へ広がりがなく、２次元フォトニック結晶に比較して小さな面積で構成できる。このため、例えば、１つのチップの上に複数の光共振器構造を集積させることが容易である。
【００２８】
また、共振部１０４に形成されている第１穴部１４１と同じ径の穴を少なくとも１個備えるモード変換部１０７，１０８を備えることで、第１コア１０２による光導波路への入射光のモードを、共振部１０４に閉じ込められる光のモードと一致させることが可能となり、入射損失が低減する。図１に示した例では、外側に配置された第３穴部１７１，１８１ほど、径を徐々に減少させているが、この構成は必須ではない。モード変換部１０７，１０８は、第１穴部１４１と同じ径の穴を少なくとも１個備えていればよい。なお、上述したように、径を徐々に減少させる場合、モード変換部が開始される箇所の穴は、第１穴部１４１と同じ径とすることが重要である。
【００２９】
このモード変換機能を利用して、共振部１０４内部へ導入される光の強度を増強できる。図２に示すように、点線で示すモード変換部を備えない場合に比較し、実線で示すモード変換部を備える場合の方が、光透過率が向上している。
【００３０】
さらに、モード変換部１０７，１０８に、複数の第３穴部１７１，１８１を備える場合は、外側に配置された第３穴部１７１，１８１ほど、径を徐々に減少させてもよい。このような構造を備えることにより、入射光のモード変換の効率を向上できるため、入射損失が低減する。図３に示すように、点線で示す穴径を変化させない場合に比較し、実線で示す穴径を変化させた場合の方が、光透過率が向上している。
【００３１】
このように、モード変換機能を利用することで、共振部１０４の第１穴部１４１の内部により多くの光を存在させことができるようになる。このため、実施の形態における光共振器構造をバイオセンサとして機能させると、検出分子と光の相互作用が増し、検出感度を向上できる。
【００３２】
ところで、上述した実施の形態における光共振器構造は、よく知られたＳＯＩ（Silicon on Insulator）基板を用いることで形成（作製）できる。例えば、ＳＯＩ基板の埋め込み絶縁層をクラッド層１０１とし、表面シリコン層をパターニングすることで、各コア部および穴部を形成すればよい。
【００３３】
上述した実施の形態における光共振器構造を用いたバイオセンサでは、共振部１０４の第１穴部１４１内部への分析対象の分子吸着による屈折率や光吸収の変化が、第１コア１０２，第２コア１０３よりなる光導波路を導波する光スペクトルのピーク波長や強度の変化として検出できる。
【００３４】
ここで、バイオセンサとして機能させるためには、バイオマーカを共振部１０４に吸着させる必要がある。バイオマーカは、測定対象の液体，気体中に存在する微量の分子である場合が多く、効率よく共振部１０４に吸着させるためには、共振部１０４以外の部分を保護膜で覆い、共振部１０４に、直接バイオマーカが溶けている検体液、検体ガスを接触させるようにすればよい。
【００３５】
具体的には、ディスペンサなどを用い、対象となる液体やガスを共振部１０４に滴下し、また吹き付ける方法がある。また、共振部１０４をマイクロ流路内に組み込み、外部圧力あるいは毛細管力（液体の場合）などによって、共振部１０４まで対象とする液体やガスを輸送する方法がある。このような方法により、第１穴部１４１に検出分子を吸着させることができる。
【００３６】
測定では、共振部１０４の第１穴部１４１内にバイオマーカを吸着させた光共振器構造の一方から光を入射し、反対側で出射光を受光し、入射光と出射光の比較あるいは出射光のセンシング前後（例えば、抗原抗体反応の前後）の比較をすることによって行われる。入射光は、バイオマーカのセンシング前後での屈折率変化に感応する波長領域をカバーするものとする。入射光が単一波長の時は、出射光の強度変化を観測する。
【００３７】
入射光の波長をスキャンして入射波長の毎に強度変化を測定することで、スペクトル変化を測定することができる。ブロードな波長をもつ入射光を用い出射光を分光すれば、同様なスペクトル変化を短時間で得ることができる。光源、受光器は、バイオ材料の安定性や熱耐性、測定時間などを勘案し、測定対象、測定方法に応じて最適なものを選択すればよい。
【００３８】
また、図１の（ｃ）を用いて説明した第１コア１０２および第２コア１０３を並列して設ける構成では、第２コア１０３による光導波路の一方から光を入射し、反対側で出射光を受光する。また、光源、受光器は、光共振器構造をとモノリシックに作製してもよく、また、部品を後から組み立てて構成してもよい。あるいは、光源、受光器を、外部装置として設けるようにしてもよい。
【００３９】
以下に、波長１．５５μｍ域で動作する光共振器構造について説明する。第１コア１０２は直線状とし、幅は４００ｎｍ、厚さ（高さ）は２２０ｎｍとする。反射部１０５，１０６は、波長１．５５μｍの光がフォトニックバンドギャップ内にあるように、第２穴部１５１，１６１の穴径および穴の配置周期を設定する。
【００４０】
共振部１０４は、波長１．５５μｍの光がフォトニックバンドギャップ上端よりも大きなエネルギーのバンド（エアバンド）中にあるように、第１穴部１４１の穴径および穴の配置周期を設定する。
【００４１】
図４は、第１コア１０２より構成される導波路部分における、波長１．５５μｍの光の状態を示す説明図である。図４において、黒丸で示す領域は、穴の配置周期で規格化した穴の半径が、０．１５〜０．３０、穴の配置周期が４１０〜５７０ｎｍの領域である。この領域において、フォトニックバンドギャップ中に波長１．５５μｍの光が含まれる。
【００４２】
図４において、白三角で示す領域は、穴の配置周期で規格化した穴の半径が０．１５〜０．２３、穴の配置周期が４５０〜５７０ｎｍの領域である。この領域において、フォトニックバンドギャップ上端よりも大きなエネルギーのバンド（エアバンド）に波長１．５５μｍの光が含まれる。
【００４３】
次に、第１コア１０２による光導波路の透過スペクトルについて、図５を用いて説明する。ここでは、反射部１０５，１０６は、第２穴部１５１，１６１の配置周期で規格化した第２穴部１５１，１６１の半径が０．１７５であり、第２穴部１５１，１６１の配置周期が４１０ｎｍである。また、共振部１０４は、第１穴部１４１の配置周期で規格化した第１穴部１４１の半径が０．１２５であり、第１穴部１４１の配置周期が４９０ｎｍである。また、共振部１０４と反射部１０５，１０６との接続距離（端の穴の中心間距離：エッジ距離）は、２７５ｎｍとしている。図５に示すように、波長１．５４μｍ付近に共振ピークが見られ、光共振器として機能していることが分かる。
【００４４】
共振ピークの波長では、図６の（ａ）に示すように、共振部１０４のフォトニック結晶の穴の内部において光強度が大きくなる。なお、この例では、反射部１０５，１０６の外側にモード変換部を設けていないため、透過率が０．１程度と小さい値である。
【００４５】
また、波長１．４６μｍ付近のピークは、図６の（ｂ）に示すように、反射部１０５，１０６と共振部１０４との接続部分が、光共振器として機能することにより生じるピークである。
【００４６】
エッジ距離（共振部１０４と反射部１０５，１０６との接続距離）を変化させた場合の透過スペクトルの変化の例を図７に示す。図７において、（ａ）は、エッジ距離が０．２５μｍ、（ｂ）は、エッジ距離が０．３μｍ、（ｃ）は、エッジ距離が０．３５μｍ、（ｄ）は、エッジ距離が０．４μｍである。図７に示されているように、エッジ距離を増加させることで、共振ピークは長波長側に移動する。エッジ距離を適切な値に設定することで、共振ピークの位置が制御できることを示している。
【００４７】
次に、前述した実施の形態における光共振器構造をバイオセンサへ応用した例について図を用いて説明する。例えば、図１の（ａ），（ｂ）を用いて説明した光共振器構造を、図８に示すように、互いに平行な状態に２つ配置する。図８に示すように、クラッド層１０１の上に、第１コア１０２ａおよび第２コア１０３ａからなる第１光共振器構造と、第１コア１０２ｂおよび第２コア１０３ｂからなる第２光共振器構造とを、並列に配置する。これら２つの光共振器構造は、互いに光学的に相互作用しないよう充分な間隔で配置する。また、２つの光共振器構造の共振部１０４の領域は、測定対象の液体が接触可能な測定領域とされている。他の領域には、液体が接触しないように保護膜で被覆しておくとよい。
【００４８】
上述したように２つの光共振器構造を並列に配置したバイオセンサにおいて、まず、測定領域に、検出したい抗原に対する抗体を含む溶液を滴下する。滴下は、ＸＹＺ位置の精密制御が可能なアームにディスペンサが取り付けられたロボットを使用して行う。あるいは、顕微鏡下で手動にてピペッタにより滴下しても構わない。
【００４９】
測定領域では、クラッド層１０１，各コア、および共振部１０４を構成する穴内部に、一様に抗体が物理吸着するようになる。一定時間静置した後、上記測定領域を純水でリンスし、吸着していない抗体を洗い流す。さらに、非特異吸着を避けるためのブロッキング剤を測定領域に滴下し、この後、純水でリンスし、自然乾燥させる。
【００５０】
なお、ＰＤＭＳ（ポリジメチルシロキサン）などの自己接着力がありゴム弾性を有する材料から微細溝を形成し、この微細溝に、上述した２つの光共振器構造の測定領域が配置されるように貼り合わせたマイクロ流路を形成してもよい。このマイクロ流路にシリンジポンプを接続し、前述した各液体を流し、また、乾燥用空気を順次流すことで、上述同様に測定領域における各コアおよび穴部内に対する抗体の固定化が可能である。
【００５１】
次に、例えば、第１コア１０２ｂおよび第２コア１０３ｂからなる第２光共振器構造に、強い光を導波させる。第１コア１０２ｂの共振部１０４では、増強した光強度となるため、局部的に温度が上昇し、当該領域に吸着している抗体が不活性化する。なお、このように不活性にしても、抗体の密度、屈折率は変わらないとする。
【００５２】
次に、抗原の入っていない参照液を測定領域に滴下（供給）する。参照液は、検体液に屈折率等が類似した性質を有するものであればよい。参照液が測定領域に配置された状態で、２つの光共振器構造における各々の透過スペクトルを測定する。
【００５３】
次に、今度は、検体液を測定領域に滴下し、２つの光共振器構造における各々の透過スペクトルを測定する。
【００５４】
ここで、測定領域の第１コア１０２ａおよび第２コア１０３ａからなる第１光共振器構造においては、表面に抗原と抗体が結合した領域が形成されている。これに対し、測定領域の第１コア１０２ｂおよび第２コア１０３ｂからなる第２光共振器構造においては、表面には不活性化した抗原と溶液の領域が形成されている。
【００５５】
これら両者の表面近傍の屈折率の違いが、共振ピークの波長に対応する。共振ピーク位置を参照液との比較、第１光共振器構造と第２光共振器構造との間で比較することにより、検体液中の抗原を検出することができる。このように２つの光共振器構造を用いることで、リファレンス（基準）も同時に測定できるため、測定結果における温度ドリフト等の影響を小さくすることができ、高精度な検出が可能になる。
【００５６】
次に、前述した実施の形態における光共振器構造をバイオセンサへ応用した他の例について図９を用いて説明する。例えば、図１の（ｃ）を用いて説明した光共振器構造を、図９に示すように、直列に並べて２つ配置する。図９に示すように、クラッド層１０１の上に、第１コア２０２ａおよび第２コア２０３ａからなる第１光共振器構造と、第１コア２０２ｂおよび第２コア２０３ａからなる第２光共振器構造とを直列に配置する。この例では、第２コア２０３ａおよび第２コア２０３ａは、同じコア部１１３に形成されている。
【００５７】
また、第１光共振器構造の共振部１０４の領域は、測定対象の液体が接触可能な第１測定領域とされ、第２光共振器構造の共振部１０４の領域は、測定対象の液体が接触可能な第２測定領域とされている。他の領域には、液体が接触しないように保護膜で被覆しておくとよい。
【００５８】
また、前述同様に、ＰＤＭＳなどの自己接着力がありゴム弾性を有する材料から微細溝を形成し、この微細溝に、上述した２つの光共振器構造の測定領域が配置されるように貼り合わせたマイクロ流路を形成してもよい。このマイクロ流路にシリンジポンプを接続し、前述した各液体を流し、また、乾燥用空気を順次流すことで、上述同様に測定領域における各コアおよび穴部内に対する抗体の固定化が可能である。
【００５９】
以下、上述した２つの光共振器構造によるバイオセンサを用いた測定について説明する。
【００６０】
まず、検出したい抗原に対する抗体を含む溶液をこの第１測定領域に滴下する。第１測定領域では、ここに露出しているクラッド層１０１，コア部、および穴内部に、一様に抗体が物理吸着するようになる。一定時間静置した後、純水でリンスし吸着していない抗体を洗い流す。さらに、非特異吸着を避けるためのブロッキング剤を第１測定領域に滴下し、同様にリンスし、自然乾燥させる。この後、第１測定領域の抗体液を、加熱あるいは紫外線照射などにより不活性化する。
【００６１】
次に、第２測定領域に上記光対を含む溶液を滴下する。一定時間静置した後、純水でリンスし、吸着していない抗体を洗い流す。さらに、非特異吸着を避けるためのブロッキング剤を第１測定領域に滴下し、同様にリンスし、自然乾燥させる。
【００６２】
次に、抗原の入っていない参照液を、第１測定領域および第２測定領域に滴下し、コア部１１３による光導波路を導波する透過スペクトルを測定する。この時、第１コア２０２ａにおける共振部１０４由来の共振ピークと、第１コア２０２ｂにおける共振部１０４由来の共振ピークが同時に観測される。
【００６３】
次に第１測定領域に検体液をさらに滴下し、共振ピークの移動を観測する。第２測定領域においても検体液を追加滴下し、共振ピークの移動を観測する。
【００６４】
第２測定領域では抗原・抗体の結合反応が起きるため、第１測定領域よりも大きく屈折率が変化する。このため第１測定領域、第２測定領域で、共振ピークの移動量が異なる。ピークの移動量から検体液中の抗原を検出することができる。このように２つの光共振器構造を用いることで、リファレンス（基準）も同時に測定できるため、測定結果における温度ドリフト等の影響を小さくすることができ、高精度な検出が可能になる。
【００６５】
以上に説明したように、本発明では、第１穴部が１列に配列された共振部を、フォトニックバンドギャップ内に対象とする波長の光のエネルギーがある状態となるように第２穴部が１列に配列された２つの反射部で挟んで光共振器構造とし、第２穴部は、第１穴部より大きな径とされているようにした。この構成とすることで、共振部では、対象とする波長の光が、第１穴部の内部に多く存在する状態となる。この結果、本発明によれば、容易に製造できるシリコンによるフォトニック結晶を用い、Ｑ値の向上によらずに検出感度が向上できるようになる。
【００６６】
なお、本発明は以上に説明した実施の形態に限定されるものではなく、本発明の技術的思想内で、当分野において通常の知識を有する者により、多くの変形および組み合わせが実施可能であることは明白である。例えば、上述した説明では、各コアを断面矩形としているが、これに限るものではない。図１の（ｃ）を用いて説明した光共振器構造では、各コアは、断面を矩形とすることが重要であるが、図１の（ａ）を用いて説明した光共振器構造では、コアは、周囲にスラブ部を備える所謂リブ型としもよい。ただし、断面が矩形のコアとするとで、クラッド層との選択エッチングによりコア形状が形成できるなど、形成が容易である。
【符号の説明】
【００６７】
１０１…クラッド層、１０２…第１コア、１０３…第２コア、１０４…共振部、１０５，１０６…反射部、１０７，１０８…モード変換部、１０９…光結合領域、１４１…第１穴部、１５１，１６１…第２穴部、１７１，１８１…第３穴部、１９１…第４穴部。
【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７】
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【図８】
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【図９】
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【図６】
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