JP6030504B2 - Ring resonator type sensor - Google Patents
Ring resonator type sensor Download PDFInfo
- Publication number
- JP6030504B2 JP6030504B2 JP2013113942A JP2013113942A JP6030504B2 JP 6030504 B2 JP6030504 B2 JP 6030504B2 JP 2013113942 A JP2013113942 A JP 2013113942A JP 2013113942 A JP2013113942 A JP 2013113942A JP 6030504 B2 JP6030504 B2 JP 6030504B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- graphene
- ring
- ring resonator
- core
- core portion
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Active
Links
Description
本発明は、リング共振器より構成された生体物質の測定を行うためのリング共振器型センサに関する。 The present invention relates to a ring resonator type sensor for measuring a biological material composed of a ring resonator.
光半導体材料は、数多くの元素が知られており、一般的にＩＩ−ＶＩ半導体材料、ＩＩＩ−Ｖ族半導体材料、ＩＶ族半導体材料に分類される。この中でも、光通信分野においては、シリコンおよびゲルマニウムなどに代表されるＩＶ族半導体材料を用いたコアによる光導波路を用いた光応用技術（通称：シリコンフォトニクス技術）が注目されている。この技術を用いることにより、大量生産が可能かつ小型・集積化など優れた利点を有することから、チップ間光インターコネクションに代表される極短距離光通信から中・長距離光通信まで幅広い応用が検討されている。 An optical semiconductor material has many known elements, and is generally classified into II-VI semiconductor materials, III-V semiconductor materials, and IV semiconductor materials. Among these, in the optical communication field, an optical application technology (commonly referred to as silicon photonics technology) using an optical waveguide with a core using a group IV semiconductor material typified by silicon and germanium has attracted attention. By using this technology, mass production is possible and it has excellent advantages such as miniaturization and integration, so it can be used for a wide range of applications from ultrashort-distance optical communication typified by interchip optical interconnection to medium / long-distance optical communication. It is being considered.
一方、上述した半導体から構成したコアによる光導波路の技術を、生体物質の検出に応用する動きも盛んである。通信応用で知られる大量生産と小型・集積化可能であることに加えて、コア材料とクラッド材料の屈折率差（Δｎ＝約２．５）が非常に大きいことから、コア周囲へのエバネッセント波（漏れ出し電界）が大きいことが、上述した技術の特徴である。従って、半導体によるコアを用いた光導波路を利用することで、高感度で周囲の屈折率変化を捉えることが可能である。 On the other hand, there is a great trend to apply the above-described optical waveguide technology using a core made of a semiconductor to the detection of biological materials. In addition to mass production and small size / integration known for communication applications, the refractive index difference (Δn = about 2.5) between the core material and the cladding material is very large, so evanescent waves around the core A large (leakage electric field) is a feature of the above-described technique. Therefore, by using an optical waveguide using a semiconductor core, it is possible to capture the surrounding refractive index change with high sensitivity.
例えば、シリコンコアからなるサブミクロンオーダの微細加工により形成したリング共振器を用い、リング共振器周囲に選択的に試料溶液が流れる構造とした生体物質センサが提案されている（非特許文献１参照）。このセンサでは、ナトリウムイオン、３−アミノプロピルトリメトキシシラン（ＡＰＴＭＳ）、ペルオキシダーゼ（ＨＲＰ）、オリゴヌクレオチド（ＤＮＡ）などが、測定対象物として挙げられている。 For example, a biological material sensor has been proposed that uses a ring resonator formed by microfabrication of a submicron order made of a silicon core and has a structure in which a sample solution selectively flows around the ring resonator (see Non-Patent Document 1). ). In this sensor, sodium ions, 3-aminopropyltrimethoxysilane (APTMS), peroxidase (HRP), oligonucleotide (DNA) and the like are listed as objects to be measured.
しかしながら、上述したリング共振器を用いたセンシング原理では、検出可能な物理量は、測定対象物質の屈折率変化のみであり、材料を選択的に識別できない。例えば、コアと非常に近い屈折率の測定対象物質、もしくは、コアと同一屈折率の測定対象物質は見分けることが原理的に難しい。 However, in the sensing principle using the ring resonator described above, the only detectable physical quantity is the change in the refractive index of the substance to be measured, and the material cannot be selectively identified. For example, it is theoretically difficult to distinguish a measurement target material having a refractive index very close to that of the core or a measurement target material having the same refractive index as that of the core.
一方、コアに測定対象物質が吸着（付着）すれば、エバネッセント波が吸収されて導波光の強度が変化するので、測定対象物の検出が可能となる。しかしながら、一般に、光の導波特性を優先して形成しているコアの表面には、生体物質が吸着し難いので、この点においても、リング共振器型のセンサでは、生体物質の検出が困難である。 On the other hand, if the measurement target substance is adsorbed (attached) to the core, the evanescent wave is absorbed and the intensity of the guided light changes, so that the measurement target can be detected. However, in general, biological materials are hardly adsorbed on the surface of the core formed with priority on the light guiding characteristics, and in this respect as well, the ring resonator type sensor cannot detect biological materials. Have difficulty.
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、リング共振器型のセンサで生体物質が検出できるようにすることを目的とする。 The present invention has been made to solve the above problems, and an object of the present invention is to make it possible to detect a biological substance with a ring resonator type sensor.
本発明に係るリング共振器型センサは、下部クラッド層および下部クラッド層の上に形成された直線コア部およびリングコア部を備えるコアから構成されたリング共振器と、下部クラッド層の上で、一部のリングコア部の上に接して形成されたグラフェンからなる炭素層と、直線コア部の導波方向に交差する方向に延在し、流れる液体が炭素層に接触する状態とされた流路部とを備える。 The ring resonator type sensor according to the present invention includes a ring resonator composed of a lower clad layer and a core including a ring core portion formed on the lower clad layer, and a lower clad layer. A carbon layer made of graphene formed on and in contact with the ring core portion, and a flow path portion that extends in a direction intersecting the waveguide direction of the straight core portion and in which the flowing liquid is in contact with the carbon layer With.
上記リング共振器型センサにおいて、炭素層は、リングコア部に接して形成された第１グラフェンと、第１グラフェンの上に絶縁層を介して形成された第２グラフェンとを備え、第１グラフェンと第２グラフェンとの間には電圧が印加可能とされている。 In the ring resonator type sensor, the carbon layer includes first graphene formed in contact with the ring core portion, and second graphene formed on the first graphene via an insulating layer, and the first graphene A voltage can be applied between the second graphene.
以上説明したように、本発明によれば、リング共振器を構成するリングコア部にグラフェンからなる炭素層を設けるようにしたので、リング共振器型のセンサで生体物質が検出できるようになるという優れた効果が得られる。 As described above, according to the present invention, since the carbon layer made of graphene is provided on the ring core portion constituting the ring resonator, the biological material can be detected by the ring resonator type sensor. Effect.
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リング共振器型センサの構成を示す平面図（ａ）および一部断面図（ｂ）である。このセンサは、まず、下部クラッド層１０２および下部クラッド層１０２の上に形成された直線コア部１０３およびリングコア部１０４を備えるコアから構成されたリング共振器１１１を備える。コアは、例えば、断面視矩形であり、チャネル型導波路を構成している。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 is a plan view (a) and a partial cross-sectional view (b) showing a configuration of a ring resonator type sensor according to an embodiment of the present invention. The sensor includes a ring resonator 111 including a lower clad layer 102 and a core including a linear core portion 103 and a ring core portion 104 formed on the lower clad layer 102. For example, the core has a rectangular shape in cross-section and constitutes a channel-type waveguide.
下部クラッド層１０２は、基板１０１の上に形成されている。例えば、よく知られたＳＯＩ（Silicon on Insulator）基板を用い、埋め込み絶縁層を下部クラッド層１０２とし、表面シリコン層をパターニングして直線コア部１０３およびリングコア部１０４とすればよい。この場合、コアは、シリコンから構成されることになる。 The lower cladding layer 102 is formed on the substrate 101. For example, a well-known SOI (Silicon on Insulator) substrate may be used, the buried insulating layer may be the lower cladding layer 102, and the surface silicon layer may be patterned to form the linear core portion 103 and the ring core portion 104. In this case, the core is made of silicon.
また、実施の形態におけるリング共振器型センサは、下部クラッド層１０２の上で、一部のリングコア部１０４の上に接して形成されたグラフェンからなる炭素層１０５を備える。グラフェンは、炭素ｓｐ2結合で構成された炭素原子が２次元に結合した構造である。グラフェンは、層状物質グラファイトを構成する原子層を１層取り出したものといえる。なお、炭素層１０５は、リングコア部１０４の所望とする検出領域に形成すればよい。 In addition, the ring resonator type sensor in the embodiment includes a carbon layer 105 made of graphene formed on and in contact with a part of the ring core portion 104 on the lower cladding layer 102. Graphene has a structure in which carbon atoms composed of carbon sp 2 bonds are two-dimensionally bonded. It can be said that graphene is obtained by taking out one atomic layer constituting the layered material graphite. The carbon layer 105 may be formed in a desired detection region of the ring core portion 104.
また、直線コア部１０３の導波方向に交差する方向に延在し、流れる液体１２１が炭素層１０５に接触する状態とされた流路部１０６を備える。例えば、リングコア部１０４は、平面視で直径２０μｍ程度のリング状に形成されている。また、流路部１０６は、例えば、リングコア部１０４の形成領域が含まれる程度の幅に形成されている。このリング共振器型センサでは、リング共振器を構成してる直線コア部１０３およびリングコア部１０４は、下部クラッド層１０２の上において、上面および側面を露出した状態としている。 In addition, the flow path part 106 is provided so as to extend in a direction intersecting the waveguide direction of the straight core part 103 and in which the flowing liquid 121 is in contact with the carbon layer 105. For example, the ring core portion 104 is formed in a ring shape having a diameter of about 20 μm in plan view. Moreover, the flow path part 106 is formed in the width | variety of the grade which includes the formation area of the ring core part 104, for example. In this ring resonator type sensor, the linear core portion 103 and the ring core portion 104 constituting the ring resonator are in a state in which the upper surface and side surfaces are exposed on the lower cladding layer 102.
流路部１０６は、例えば、流路基板１０７に形成された溝部から構成されている。流路基板１０７は、例えば、ガラスやプラスチックなどから構成すればよい。実施の形態では、流路部１０６には、導入口１６１および排出口１６２が接続されている。導入口１６１および排出口１６２は、流路基板１０７を貫通して形成された孔部から構成されている。導入口１６１に、測定対象物質が含まれる溶液を、マイクロピペットなどにより供給すれば、この溶液が、流路部１０６を流れるようになる。 The flow path part 106 is comprised from the groove part formed in the flow path board | substrate 107, for example. The flow path substrate 107 may be made of, for example, glass or plastic. In the embodiment, the inlet port 161 and the outlet port 162 are connected to the flow path unit 106. The introduction port 161 and the discharge port 162 are configured by holes formed through the flow path substrate 107. If a solution containing the substance to be measured is supplied to the introduction port 161 by a micropipette or the like, this solution flows through the flow path section 106.
例えば、よく知られたフォトリソグラフィー技術により、ＳＵ−８などのネガレジストを用いて鋳型を形成する。次に、形成した鋳型にＰＤＭＳ（ポリジメチルシロキサン）を流し込み、これを加熱することで硬化させ、この後、ＰＤＭＳにより構成された流路基板１０７を鋳型より離型する。流路基板１０７には、流路部１０６などのマイクロ流路となる溝部や、導入口１６１および排出口１６２となる貫通孔が形成された状態となる。このようにして形成した流路基板を、炭素層１０５が形成されているリングコア部１０４を備えるリング共振器１１１の上に載置して固定すれば、実施の形態におけるリング共振器型センサが得られる。 For example, a template is formed using a negative resist such as SU-8 by a well-known photolithography technique. Next, PDMS (polydimethylsiloxane) is poured into the formed mold and is cured by heating, and then the flow path substrate 107 constituted by PDMS is released from the mold. The flow path substrate 107 is in a state where grooves such as the flow path 106 are formed as micro flow paths and through holes are formed as the inlets 161 and the outlets 162. If the channel substrate thus formed is placed and fixed on the ring resonator 111 including the ring core portion 104 on which the carbon layer 105 is formed, the ring resonator type sensor in the embodiment can be obtained. It is done.
上述した実施の形態のリング共振器型センサによれば、流路部１０６を流れる測定対象の試料溶液中に存在する核酸などの生体物質が、炭素層１０５に吸着する。炭素層１０５を構成するグラフェンは、ｓｐ2混成軌道の結合によって構成される材料であるため、面間方向（ｐ軌道）では、π−π結合による強い相互作用を備えることが知られている。このため、例えば、核酸（ＤＮＡ、ＲＮＡ）を構成する塩基とグラフェンとの間には、π−πスタッキング相互作用が働き、核酸がグラフェンに吸着する。 According to the ring resonator type sensor of the above-described embodiment, biological substances such as nucleic acids existing in the sample solution to be measured flowing through the flow path unit 106 are adsorbed on the carbon layer 105. Since graphene constituting the carbon layer 105 is a material constituted by sp 2 hybrid orbital bonding, it is known to have a strong interaction due to π-π bonding in the inter-plane direction (p orbital). For this reason, for example, a π-π stacking interaction acts between the base constituting the nucleic acid (DNA, RNA) and the graphene, and the nucleic acid is adsorbed to the graphene.
直線コア部１０３による光導波路の一方より入力された光信号は、直線コア部１０３とリングコア部１０４との近設部により構成される方向性結合器で、リングコア部１０４に結合されて導波する。この中で、生体物質がリングコア部１０４の炭素層１０５形成部に吸着すると、リングコア部１０４より染み出すエバネッセント波が、吸着した生体物質に吸収されるようになる。これらのことにより、直線コア部１０３による光導波路を通り抜ける光信号の強度は、上述した吸収により変化することになる。この変化の状態を測定することで、炭素層１０５に吸着した生体物質の状態を検出できる。 An optical signal input from one of the optical waveguides by the straight core portion 103 is guided by being coupled to the ring core portion 104 by a directional coupler constituted by a portion close to the straight core portion 103 and the ring core portion 104. . Among these, when the biological material is adsorbed to the carbon layer 105 forming portion of the ring core portion 104, the evanescent wave that oozes out from the ring core portion 104 is absorbed by the adsorbed biological material. As a result, the intensity of the optical signal passing through the optical waveguide by the straight core portion 103 changes due to the above-described absorption. By measuring the state of this change, the state of the biological material adsorbed on the carbon layer 105 can be detected.
例えば、特定の疾患タンパク質と特異的に結合する核酸配列（アプタマー）と炭素層１０５表面との核酸の競合吸着を、上述したように観察することで、蛍光分子や酵素などの標識剤を必要としない、ラベルフリーな生体物質の検出が可能となる。また、グラフェンは、温度や機械強度などに関して高安定性を同時に示すことから、センシング時の環境変化によるノイズの発生が抑制でき、長期保管に対して非常に有効である。更に、グラフェンは、光波長に対して無依存であるため、測定対象物質の吸収特性に依らない光源の選択が可能である。 For example, a labeling agent such as a fluorescent molecule or an enzyme is required by observing competitive adsorption of nucleic acid between the nucleic acid sequence (aptamer) that specifically binds to a specific disease protein and the surface of the carbon layer 105 as described above. No label-free biological material can be detected. Graphene exhibits high stability at the same time with respect to temperature, mechanical strength, etc., and therefore can suppress the generation of noise due to environmental changes during sensing, and is very effective for long-term storage. Furthermore, since graphene is independent of the light wavelength, it is possible to select a light source that does not depend on the absorption characteristics of the substance to be measured.
ところで、下部クラッド層１０２の上に直線コア部１０３，リングコア部１０４などを形成した後で、炭素層１０５を形成すればよい。各コア部を形成した後、全域にグラフェンを成膜した後、一部のリングコア部１０４と重なる所望とする検出領域にグラフェンが残るように、パターニングすればよい。 Incidentally, the carbon layer 105 may be formed after the linear core portion 103, the ring core portion 104, and the like are formed on the lower cladding layer 102. After forming each core part, after forming a film of graphene over the entire region, patterning may be performed so that the graphene remains in a desired detection region that overlaps a part of the ring core part 104.
前述したようにＳＯＩ基板の表面シリコン層よりコアの部分を形成する場合、コア形成前の表面シリコン層の上にグラフェンを形成すると、コア形成後には、コアの上面にしかグラフェンを配置できない。これに対し、コアの部分を形成した後で、グラフェンを形成すれば、コアの上面に加え、コアの側面にもグラフェンが形成できる。このように、コアの上面および両側面に炭素層１０５が形成できれば、検出領域（炭素層１０５とエバネッセント波とが重なる領域）をより増やすことが可能となる。 As described above, when the core part is formed from the surface silicon layer of the SOI substrate, if graphene is formed on the surface silicon layer before the core formation, the graphene can be arranged only on the upper surface of the core after the core formation. On the other hand, if graphene is formed after forming the core portion, graphene can be formed on the side surface of the core in addition to the upper surface of the core. Thus, if the carbon layer 105 can be formed on the upper surface and both side surfaces of the core, it is possible to further increase the detection region (the region where the carbon layer 105 and the evanescent wave overlap).
ところで、グラフェンは、光電界に対して大きな光吸収係数を持っている。１層のグラフェンで、波長に依らず２．３％であることが知られている。このため、上述したリング共振器型センサでは、炭素層１０５を形成した検出領域の広さ（長さ）と、グラフェンによる光吸収による感度劣化とが、トレードオフになると予想される。以下では、理論解析として、具体的な数値計算結果を挙げて、リングコア部１０４における最適な導波方向の検出領域の長さ（グラフェン長）について説明する。 Incidentally, graphene has a large light absorption coefficient with respect to an optical electric field. One layer of graphene is known to be 2.3% regardless of wavelength. For this reason, in the above-described ring resonator type sensor, it is expected that the width (length) of the detection region in which the carbon layer 105 is formed and the sensitivity degradation due to light absorption by graphene are a trade-off. In the following, as a theoretical analysis, the length (graphene length) of the detection region in the optimum waveguide direction in the ring core unit 104 will be described with specific numerical calculation results.
一般的な、シングルパスのリング共振器では、直線導波路の入力端面より導波された信号光は、方向性結合器へと伝搬され、方向性結合器において、直線導波路の出射方向と、リング導波路方向とに分波される。このとき、直線導波路の出射方向に分波された光の透過率は、解析的に求めることが可能であり、以下の式（１）で表される。この（式１）により、より適切なグラフェン長を導出する。 In a general single-pass ring resonator, signal light guided from the input end face of the straight waveguide is propagated to the directional coupler, and in the directional coupler, the emission direction of the straight waveguide, Demultiplexed in the direction of the ring waveguide. At this time, the transmittance of the light demultiplexed in the emission direction of the linear waveguide can be obtained analytically and is expressed by the following equation (1). From this (Equation 1), a more appropriate graphene length is derived.
式（１）において、Ｔは光強度透過率、Ｐは光強度、αは減衰係数、Ｌはリング共振器長、κは方向性結合器の結合定数、ｌは方向性結合器の結合長、φは光位相である。 In Equation (1), T is the light intensity transmittance, P is the light intensity, α is the attenuation coefficient, L is the ring resonator length, κ is the coupling constant of the directional coupler, l is the coupling length of the directional coupler, φ is the optical phase.
まず、検出領域となるグラフェン長の導出において、以下に示すパラメータを設定した。リング共振器１１１は、リングコア部１０４が、シリコンから構成され、半径Ｒ＝１０μｍとする。従って、リング共振器長Ｌ＝２πＲ≒６２．８μｍとなる。 First, in the derivation of the graphene length as the detection region, the following parameters were set. In the ring resonator 111, the ring core portion 104 is made of silicon and has a radius R = 10 μm. Therefore, the ring resonator length L = 2πR≈62.8 μm.
次に、減衰係数は、炭素層１０５を形成しない場合は、リング共振器１１１を構成している光導波路の伝搬損失２ｄＢ／ｃｍと仮定し、その他の吸収は無いものとした。この場合、リングコア部１０４の部分全体の損失をリング共振器長Ｌで平均化した吸収係数αSiliconは、２３．０ｍ-1となる。 Next, when the carbon layer 105 is not formed, the attenuation coefficient is assumed to be a propagation loss of 2 dB / cm of the optical waveguide constituting the ring resonator 111, and there is no other absorption. In this case, the absorption coefficient α Silicon obtained by averaging the loss of the entire ring core portion 104 by the ring resonator length L is 23.0 m −1 .
一方、炭素層１０５を形成する構成として、グラフェン長を、５μｍ，１０μｍ，および２０μｍの３例を設定した、また、グラフェンによる吸収損失は、０．０９ｄＢ／μｍと仮定した（なお、シリコン導波路の伝搬損失２ｄＢ／ｃｍが重畳される）。この場合、リングコア部１０４の部分全体の損失をリング共振器長Ｌで平均化した吸収係数αGrapheneは、設定した３つの条件において、各々、８４８．２ｍ-1、１６７３．３ｍ-1、３３２３．５ｍ-1となる。なお、この値は、ＴＥモードにて実際に測定された値である。また、測定した単位長さ当たりの吸収損失は、ラマン分光によりｐ型の状態と推定されるグラフェンである。なお、グラフェンにおける導電型の状態は、グラフェンの成長手法およびプロセスなどに依存するため、この限りではない。 On the other hand, three examples of graphene lengths of 5 μm, 10 μm, and 20 μm were set as the configuration for forming the carbon layer 105, and the absorption loss due to graphene was assumed to be 0.09 dB / μm (note that silicon waveguide) Of 2 dB / cm). In this case, the absorption coefficient α Graphene obtained by averaging the loss of the entire portion of the ring core portion 104 with the ring resonator length L is 848.2 m −1 , 1673.3 m −1 , 3323. 5m -1 . This value is a value actually measured in the TE mode. Further, the measured absorption loss per unit length is graphene estimated as a p-type state by Raman spectroscopy. Note that the state of conductivity type in graphene is not limited to this because it depends on the growth method and process of graphene.
最後に、方向性結合器の結合係数κおよび結合長ｌは、モデル簡略化のため両者の積であるκ×ｌの値として０．１と設定した。 Finally, the coupling coefficient κ and the coupling length l of the directional coupler are set to 0.1 as the value of κ × l, which is the product of both, in order to simplify the model.
なお、入力部および出力部やリング共振部における導波路寸法は、コアおよびクラッドとなる材料の屈折率に依存するため、一意には決定できないが、本実施例ではチャネル型シリコン導波路構造を例に取り、断面視で、コア幅は４００〜６００ｎｍとし、コア高さは１５０〜３００ｎｍ程度を仮定する。 Note that the waveguide dimensions at the input and output sections and the ring resonance section depend on the refractive indices of the core and cladding materials and cannot be uniquely determined. However, in this embodiment, a channel silicon waveguide structure is used as an example. In the cross-sectional view, it is assumed that the core width is 400 to 600 nm and the core height is about 150 to 300 nm.
上述したパラメータ設定による解析結果を図２に示す。図２において、横軸は光位相変化（Phaseshift［rad］）、縦軸は、直線コア部による光導波路の出力側から見た光強度透過率（Transmittance［a.u.］）を示す。また、図２において、（ａ）は、炭素層１０５を形成しない構成の解析結果である。また、（ｂ）は、グラフェン長が、５μｍの構成の解析結果である。また、（ｃ）は、グラフェン長が、１０μｍの構成の解析結果である。また、（ｄ）は、グラフェン長が、２０μｍの構成の解析結果である。 FIG. 2 shows an analysis result by the parameter setting described above. In FIG. 2, the horizontal axis represents the optical phase change (Phaseshift [rad]), and the vertical axis represents the light intensity transmittance (Transmittance [a.u.]) viewed from the output side of the optical waveguide by the linear core portion. In FIG. 2, (a) is an analysis result of a configuration in which the carbon layer 105 is not formed. Further, (b) is an analysis result of a configuration in which the graphene length is 5 μm. Further, (c) is an analysis result of a configuration in which the graphene length is 10 μm. Further, (d) is an analysis result of a configuration in which the graphene length is 20 μm.
光信号の波長を光通信で一般的に用いられる１．５５μｍと仮定した場合、シリコン（伝搬損失２ｄＢ／ｃｍ）からコアを構成している場合、炭素層を形成していない構成では半値幅は２．３ＧＨｚ（Ｑ値：〜８２０００）であるのに対し、グラフェン長５μｍ、１０μｍ、２０μｍの場合、各々２１．４ＧＨｚ（Ｑ値：〜９０００）、４０．２ＧＨｚ（Ｑ値：〜４８００）、７８．０ＧＨｚ（Ｑ値：〜２５００）と変化した。 Assuming that the wavelength of the optical signal is 1.55 μm, which is generally used in optical communication, when the core is made of silicon (propagation loss 2 dB / cm), the half width is When the graphene length is 5 μm, 10 μm, and 20 μm, the frequency is 2.3 GHz (Q value: ˜82000), and 21.4 GHz (Q value: ˜9000), 40.2 GHz (Q value: ˜4800), 78 It changed to 0.0 GHz (Q value: ~ 2500).
また、消光比についても上述と同様にして解析した結果、炭素層を形成していない状態では、５．２ｄＢであるのに対して、グラフェン長５μｍ，１０μｍ，２０μｍの場合、各々１．６ｄＢ，０．８ｄＢ，０．４ｄＢであった。 As a result of analyzing the extinction ratio in the same manner as described above, it is 5.2 dB when the carbon layer is not formed, whereas it is 1.6 dB when the graphene length is 5 μm, 10 μm, and 20 μm, respectively. It was 0.8 dB and 0.4 dB.
次に、上述した結果を左側の縦軸をＱ値とし、右側の縦軸を消光比としてプロットすると、図３に示す結果となる。白丸がＱ値の変化を示し、黒丸が消光比の変化を示している。図３に示すように、上述した設計パラメータの構成では、共振スペクトルの半値幅と消光比の双方共に、グラフェン長１０μｍを越えると急激に特性が悪化している（Ｑ値＞１００００、消光比＞１ｄＢ）。このことから、本発明における最適なグラフェン長は、数μｍ程度であると推測できる。 Next, when the above result is plotted with the left vertical axis as the Q value and the right vertical axis as the extinction ratio, the result shown in FIG. 3 is obtained. A white circle indicates a change in the Q value, and a black circle indicates a change in the extinction ratio. As shown in FIG. 3, in the configuration of the design parameters described above, both the half width of the resonance spectrum and the extinction ratio are rapidly deteriorated when the graphene length exceeds 10 μm (Q value> 10000, extinction ratio> 1 dB). From this, it can be estimated that the optimal graphene length in the present invention is about several μm.
ここで、グラフェンのフェルミレベルは、グラフェンの成長手法およびプロセスなどにより変化し、このフェルミレベルの状態により炭素層の吸収率が大きく変化する。このように、吸収率が大きく変化する場合や、測定対象物質の吸着面積を優先する場合、図４に示すように、リングコア部１０４に対して２つの炭素層１０５ａ，炭素層１０５ｂを設けるようにしてもよい。ただし、方向性結合器付近は、結合係数の変化が予想されるため、炭素層を配置しない方がよい。 Here, the Fermi level of graphene varies depending on the graphene growth technique and process, and the absorption rate of the carbon layer varies greatly depending on the state of the Fermi level. As described above, when the absorption rate changes greatly, or when priority is given to the adsorption area of the substance to be measured, two carbon layers 105a and 105b are provided for the ring core portion 104 as shown in FIG. May be. However, in the vicinity of the directional coupler, since a change in the coupling coefficient is expected, it is better not to arrange a carbon layer.
次に、屈折率変化によるリング共振波長変化について、簡単に説明する（非特許文献１参照）。リング共振条件は、次の式（２）で示される。 Next, the ring resonance wavelength change due to the refractive index change will be briefly described (see Non-Patent Document 1). The ring resonance condition is expressed by the following equation (2).
式（２）において、ｎeffは実効屈折率、Ｌはリング共振器長、ｍは共振次数である。例として、実効屈折率ｎeff＝２．１６７（断面形状４００ｎｍ×２００ｎｍの場合）、リング共振器長Ｌ＝６２．８μｍ、共振次数ｍ＝８８と設定すると、共振波長は１５４７．２３ｎｍに一意に決まる。この条件では、測定対象物質の炭素層１０５への付着による屈折率変化ｎeffを受けた場合の共振波長変化は、以下の式３で示される。 In Equation (2), n eff is the effective refractive index, L is the ring resonator length, and m is the resonance order. For example, if the effective refractive index n eff = 2.167 (when the cross-sectional shape is 400 nm × 200 nm), the ring resonator length L = 62.8 μm, and the resonance order m = 88 are set, the resonance wavelength is uniquely 1547.23 nm. Determined. Under this condition, the resonance wavelength change when receiving the refractive index change n eff due to the adhesion of the substance to be measured to the carbon layer 105 is expressed by the following Equation 3.
例として、屈折率変化ｎeff＝＋０．００１の変化を受けた場合、共振波長は１５４７．９５ｎｍに変化する。直線コア部１０３による光導波路を透過した光の共振波長シフトを測定することにより、炭素層１０５へのＤＮＡやＲＮＡなどの生体物質の吸着、更には、吸着した生体物質の濃度を把握することができる。 As an example, when the refractive index change n eff = + 0.001 is received, the resonance wavelength changes to 1547.95 nm. By measuring the resonant wavelength shift of the light transmitted through the optical waveguide by the straight core portion 103, it is possible to grasp the adsorption of biological materials such as DNA and RNA to the carbon layer 105, and also the concentration of the adsorbed biological materials. it can.
ところで、前述したように、グラフェンのフェルミレベルは、グラフェンの成長手法およびプロセスなどにより変化し、例えば、ｐ型の特性を有するグラフェンが形成される場合がある。このため、炭素層１０５においては、フェルミレベルを電荷中性点近傍とするなどの調整ができるようにするとよい。 By the way, as described above, the Fermi level of graphene varies depending on the graphene growth technique and process, and for example, graphene having p-type characteristics may be formed. For this reason, in the carbon layer 105, it is preferable that the Fermi level can be adjusted to be near the charge neutral point.
このためには、図５に示すように、炭素層１０５を、リングコア部１０４に接して形成された第１グラフェン２０５ａと、第１グラフェン２０５ａの上に絶縁層２０４を介して形成された第２グラフェン２０５ｂとから構成すればよい。第１グラフェン２０５ａには配線２１１ａを接続し、第２グラフェン２０５ｂには配線２１１ｂを接続し、電圧が印加可能とされていればよい。絶縁層２０４は、例えば、ＳｉＯ2またはＡｌ2Ｏ3から構成すればよい。第１グラフェン２０５ａと第２グラフェン２０５ｂとの間に印加する電圧の変化により、炭素層１０５におけるフェルミレベルが調整可能である。 For this purpose, as shown in FIG. 5, the carbon layer 105 includes a first graphene 205 a formed in contact with the ring core portion 104, and a second graphene formed on the first graphene 205 a via an insulating layer 204. What is necessary is just to comprise from the graphene 205b. The wiring 211a may be connected to the first graphene 205a and the wiring 211b may be connected to the second graphene 205b so that a voltage can be applied. The insulating layer 204 may be made of, for example, SiO 2 or Al 2 O 3 . The Fermi level in the carbon layer 105 can be adjusted by a change in voltage applied between the first graphene 205a and the second graphene 205b.
このように、炭素層１０５におけるフェルミレベルを調整可能とすることで、炭素層１０５における吸収係数が制御できるようになり、最適なＱ値および消光比の設定が可能となる。このことにより、Ｓ／Ｎ比を向上させることができ、検出時の共振波長シフトがより正確に測定できるようになる。 Thus, by making the Fermi level in the carbon layer 105 adjustable, the absorption coefficient in the carbon layer 105 can be controlled, and an optimum Q value and extinction ratio can be set. As a result, the S / N ratio can be improved, and the resonance wavelength shift at the time of detection can be measured more accurately.
以上に説明したように、本発明によれば、リング共振器を構成するリングコア部にグラフェンからなる炭素層を設けるようにしたので、リング共振器型のセンサで生体物質が検出できるようになる。 As described above, according to the present invention, since the carbon layer made of graphene is provided on the ring core portion constituting the ring resonator, the biological substance can be detected by the ring resonator type sensor.
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、リング共振器は、シングルパスに限るものではなく、図６に示すように、２つの直線コア部３０１，３０２と、リングコア部３０３とを備えるデュアルパスのリング共振器としてもよい。この場合においても、一部のリングコア部３０３の上に接して形成されたグラフェンからなる炭素層３０５を備えるようにすればよい。 The present invention is not limited to the embodiment described above, and many modifications and combinations can be implemented by those having ordinary knowledge in the art within the technical idea of the present invention. It is obvious. For example, the ring resonator is not limited to a single path, and may be a dual-path ring resonator including two linear core portions 301 and 302 and a ring core portion 303 as shown in FIG. Even in this case, a carbon layer 305 made of graphene formed on and in contact with some of the ring core portions 303 may be provided.
また、コアの材料は、シリコンなどの半導体に限るものではなく、窒化シリコン、ゲルマニウム、インジウム燐、石英、ガリウムヒ素、高分子ポリマーなどかを用いるようにしてもよい。また、炭素層は、１層のグラフェンに限らず、多層のグラフェンから構成してもよい。複数のグラフェンを積層して炭素層とすることで、更なる高感度化が可能となる。 The core material is not limited to a semiconductor such as silicon, and may be silicon nitride, germanium, indium phosphide, quartz, gallium arsenide, a polymer, or the like. Further, the carbon layer is not limited to a single layer of graphene, and may be formed of multiple layers of graphene. By stacking a plurality of graphenes to form a carbon layer, it is possible to further increase sensitivity.
１０１…基板、１０２…下部クラッド層、１０３…直線コア部、１０４…リングコア部、１０５…炭素層、１０６…流路部、１０７…流路基板、１１１…リング共振器、１６１…導入口、１６２…排出口。 DESCRIPTION OF SYMBOLS 101 ... Substrate, 102 ... Lower clad layer, 103 ... Linear core part, 104 ... Ring core part, 105 ... Carbon layer, 106 ... Channel part, 107 ... Channel substrate, 111 ... Ring resonator, 161 ... Inlet port, 162 …Vent.
Claims (2)
前記下部クラッド層の上で、一部の前記リングコア部の上に接して形成されたグラフェンからなる炭素層と、
前記直線コア部の導波方向に交差する方向に延在し、流れる液体が前記炭素層に接触する状態とされた流路部と
を備えることを特徴とするリング共振器型センサ。 A ring resonator composed of a lower clad layer and a core comprising a linear core portion and a ring core portion formed on the lower clad layer;
A carbon layer made of graphene formed on and in contact with a part of the ring core part on the lower cladding layer;
A ring resonator type sensor, comprising: a flow path portion extending in a direction intersecting a waveguide direction of the linear core portion and in which a flowing liquid is in contact with the carbon layer.
前記炭素層は、
前記リングコア部に接して形成された第１グラフェンと、
前記第１グラフェンの上に絶縁層を介して形成された第２グラフェンとを備え、
前記第１グラフェンと前記第２グラフェンとの間には電圧が印加可能とされていることを特徴とするリング共振器型センサ。 The ring resonator type sensor according to claim 1, wherein
The carbon layer is
First graphene formed in contact with the ring core portion;
A second graphene formed on the first graphene via an insulating layer;
A ring resonator type sensor characterized in that a voltage can be applied between the first graphene and the second graphene.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2013113942A JP6030504B2 (en) | 2013-05-30 | 2013-05-30 | Ring resonator type sensor |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2013113942A JP6030504B2 (en) | 2013-05-30 | 2013-05-30 | Ring resonator type sensor |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2014232076A JP2014232076A (en) | 2014-12-11 |
| JP6030504B2 true JP6030504B2 (en) | 2016-11-24 |
Family
ID=52125542
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2013113942A Active JP6030504B2 (en) | 2013-05-30 | 2013-05-30 | Ring resonator type sensor |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP6030504B2 (en) |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP6334447B2 (en) * | 2015-03-24 | 2018-05-30 | 日本電信電話株式会社 | Optical sensor probe |
| CN107024736B (en) * | 2017-05-02 | 2024-01-05 | 南京大学 | Optical filter and control method thereof |
| CN106908904A (en) * | 2017-05-02 | 2017-06-30 | 南京大学 | A kind of photoswitch and its control method |
| JP6733910B2 (en) * | 2017-05-24 | 2020-08-05 | 日本電信電話株式会社 | Graphene area measuring method and device manufacturing method |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4296479B2 (en) * | 2003-04-04 | 2009-07-15 | 株式会社安川電機 | Method for producing substrate for immobilizing polynucleotide |
| EP2347247B1 (en) * | 2008-10-27 | 2019-06-26 | Genalyte, Inc. | Biosensors based on optical probing and sensing |
| JP2012093165A (en) * | 2010-10-26 | 2012-05-17 | Konica Minolta Holdings Inc | Minute substance detection sensor and minute substance detection device including the same |
| JP5704995B2 (en) * | 2011-03-31 | 2015-04-22 | 一般財団法人電力中央研究所 | Modified electrode, flow cell, measuring apparatus, and measuring method |
-
2013
- 2013-05-30 JP JP2013113942A patent/JP6030504B2/en active Active
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2014232076A (en) | 2014-12-11 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| CN101261223B (en) | Manufacture method of optical micro-ring resonant transducer based on narrow slit wave-guide | |
| US9164026B2 (en) | Packaged chip for multiplexing photonic crystal microcavity coupled waveguide and photonic crystal slot waveguide devices for chip-integrated label-free detection and absorption spectroscopy with high throughput, sensitivity, specificity, and wide dynamic range | |
| Kassa-Baghdouche et al. | Mid-infrared refractive index sensing using optimized slotted photonic crystal waveguides | |
| Rahman-Zadeh et al. | Design of a highly sensitive photonic crystal refractive index sensor incorporating ring-shaped GaAs cavity | |
| Schweinsberg et al. | An environmental sensor based on an integrated optical whispering gallery mode disk resonator | |
| Fard et al. | Label-free silicon photonic biosensors for use in clinical diagnostics | |
| JP6030504B2 (en) | Ring resonator type sensor | |
| US20150336097A1 (en) | Microfluidic chip having on-chip electrically tunable high-throughput nanophotonic trap | |
| Li et al. | Configuration analysis of sensing element for photonic crystal based NEMS cantilever using dual nano-ring resonator | |
| Ho et al. | Design and modeling of 2-D photonic crystals based hexagonal triple-nano-ring resonators as biosensors | |
| Flueckiger et al. | Cascaded silicon-on-insulator microring resonators for the detection of biomolecules in PDMS microfluidic channels | |
| Dhote et al. | Silicon photonics sensors for biophotonic applications—a review | |
| Sajan et al. | Silicon photonics biosensors for cancer cells detection—A review | |
| Gowdhami et al. | Photonic crystal based biosensors: An overview | |
| De Goede et al. | Mode-splitting in a microring resonator for self-referenced biosensing | |
| US9664500B2 (en) | Tunable optofluidic apparatus, method, and applications | |
| Ghosh et al. | Compact photonic SOI sensors | |
| Simone | Trends of biosensing: plasmonics through miniaturization and quantum sensing | |
| Okubo et al. | Silicon nitride directional coupler interferometer for surface sensing | |
| JP2015078866A (en) | Optical resonator structure | |
| Arafa et al. | High sensitive optofluidic sensor array based on ring-shaped holes photonic crystal H0-cavity | |
| Uchiyamada et al. | Perforated bimodal interferometric biosensor for affinity sensing | |
| JP2014115553A (en) | Photonic crystal optical resonator | |
| Meena et al. | Greatly Enhanced Single Particle Fluorescence Detection Using High Refractive Index Liquid-Core Waveguides | |
| Scullion et al. | Slotted photonic crystals for biosensing applications |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20150619 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20160426 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20160517 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20161018 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20161020 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 6030504 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |