JP2004125748A

JP2004125748A - Sensor

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Publication number: JP2004125748A
Application number: JP2002294013A
Authority: JP
Inventors: Kazuhiro Iida; 飯田　一浩
Original assignee: NEC Corp
Current assignee: NEC Corp
Priority date: 2002-10-07
Filing date: 2002-10-07
Publication date: 2004-04-22

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a sensor for speedily, easily, and accurately analyzing a small amount of matter to be measured. <P>SOLUTION: One end part of an optical waveguide constituted of a core 101 and a cladding 102 is provided with an exposed part of the core 101 from which the cladding 102 is removed. A detecting substance is fixed to the surface of the exposed part of the core 101 to be a sample contact part 110. Since the refractive index of the surface of the core 101 changes when the detecting substance is selectively adsorbed in or combined with the matter to be detected at the sample contact part 110, light leakage from the core 101 changes. Light is made incident onto the optical waveguide from a light source 105, and changes in the light leakage at the sample contact part 110 are measured at a light receiving part 106 to detect the presence or absence of the matter to be detected. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検物質を検出するためのセンサ、センサチップ、分析システム、センサを用いた検出方法、および検出方法に関する。また本発明は、被検物質と選択的に吸着または結合する検出物質を用いて被検物質を検出または定量するセンサ、センサチップ、分析システム、センサを用いた検出方法、および検出方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
微量試料の分析を可能とするセンサとして、光ファイバーを利用したセンサが広く利用されている。光ファイバーを用いたセンサは、試料接触部を小型なものとすることができ、また、測定対象試料を含む溶液にセンサを浸漬する等の簡便な方法により測定が可能となるので、微量試料の分析に有用である。こうしたセンサの例を以下に示す（特許文献１、特許文献２、特許文献３、特許文献４）。
【０００３】
特許文献１には、色素と化学物質感受性化合物とを含有するセンサ膜を備え、化学物質感受性物質が被検化学物質と結合することにより、センサ膜における光反射率が変化する化学物質センサについて記載されている。
【０００４】
また、特許文献２には、染色指示薬を含むマトリックスで光学繊維（光ファイバー）の端面を被覆したセンサ素子が記載されている。
【０００５】
また、特許文献３には、光ファイバーの先端にコアの露出部が設けられたセンサであって、センサを試料溶液に浸漬し、試料溶液の屈折率を測定するセンサが記載されている。
【０００６】
さらに、特許文献４には、クラッド層を除去した２本の光ファイバーのコアを一体化し、その端部に蛍光色素を含有する層を設け、この蛍光色素に特定の物質が接触したときの蛍光変化を測定するセンサが記載されている。
【０００７】
しかしながら、上記のセンサは以下のような課題を有していた。
【０００８】
特許文献１に記載のセンサは、センサ膜の作製が煩雑であるという課題を有していた。また、センサ膜を光ファイバーの端面に設けているため試料と接触する部分の面積に限りがあり、充分な感度を得ることが困難であった。
【０００９】
また、特許文献２に記載のセンサは、染色指示薬を含むマトリックスを用いるため、測定対象となる物質が、かかる染色指示薬によって発色反応を起こすものに限られていた。
【００１０】
また、特許文献３に記載のセンサは、試料溶液全体の屈折率を測定することにより当該溶液中の溶質濃度を得るものである。すなわち、溶液中に存在する特定の測定対象物質を検出することは困難であった。
【００１１】
さらに、特許文献４に記載のセンサは、測定対象となる物質が、センサに設けられた蛍光色素と接触して蛍光変化をもたらすものに限られていた。
【００１２】
また、標識物質の利用等の煩雑な操作を必要としない検出方法として、表面プラズモン共鳴（ＳＰＲ）の原理に基づく光学的パラメーターの変化を検出するセンサが提案されている（特許文献５）。
【００１３】
しかし、ＳＰＲ法は、光学系が複雑で装置が高価であり、また測定が煩雑であるため、一度に大量のサンプルを短時間で測定することは困難であった。また試料との接触面に金属薄膜を設ける必要があったため、チップが高価であった。また１つの試料液に対して、異なるリガンドについての同時測定を行うことができなかった。
【００１４】
【特許文献１】
特開平４−７７６５１号公報
【特許文献２】
特開平６−１７４６４１号公報
【特許文献３】
特開平８−２９２０７号公報
【特許文献４】
特開平１１−８４１４６号公報
【特許文献５】
特開２００２−１８１７００号公報
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、上記従来技術の有する課題を解決するためになされたものであり、その目的は、発色や発色等を起こすものに限らず、様々な被検物質を選択的に検出することができるセンサ、センサチップ、分析システム、センサを用いた検出方法、および検出方法を提供することにある。本発明の別の目的は、微量の測定対象物質を迅速、簡便かつ正確に分析することのできるセンサ、センサチップ、分析システム、センサを用いた検出方法、および検出方法を提供することにある。本発明のさらに別の目的は、被検物質の濃度、検出物質と被検物質との結合定数、解離定数などを簡便かつ正確に計測することができるセンサ、センサチップ、分析システム、センサを用いた定量方法、および定量方法を提供することにある。
【００１６】
【課題を解決するための手段】
本発明によれば、試料中に含まれる被検物質を検出するセンサであって、光導波路と、該光導波路の外周面に直接または非金属材料を介して設けられた試料接触部と、を備えることを特徴とするセンサが提供される。
【００１７】
本発明における光導波路とは、紫外線，可視光線あるいは赤外線などの光を閉じこめ、伝播させる導波路をいう。このような機能を果たすものであれば、その形状や構造に特に制限がなく、たとえば、前記光導波路を光ファイバーとすることができる。また、前記光導波路は、基板上にコア層、クラッド層を積層されてなる構成とすることもできる。また、本発明における光導波路の外周面とは、光導波路中での光の進行方向に略平行な、光導波路の側部外周の面を指す。たとえば光ファイバー型の光導波路の場合、側面外周を含み、基板状に形成された構造の光導波路の上面、下面、側面などを含む。
【００１８】
ここで、従来のセンサでは、試料接触部が光導波路の端面にのみ設けられているのに対し、本発明のセンサにおいて、試料接触部は、光導波路の外周面に設けられている。よって、本発明のセンサでは、従来のセンサに比べて、試料との接触面積が大きいため、光学特性変化をより感度よく検出することができる。この場合、試料接触部が光導波路の外周面に設けられていることによって試料接触部の表面積を増大させることができることに加え、後述するように光導波路の外周面における被検物質の濃度変化を敏感に反射率変化に反映させることができる。
【００１９】
本発明のセンサにおいて、前記被検物質は、前記試料接触部に吸着または結合する構成とすることができる。こうすることにより、光導波路の外周面に設けられた試料接触部にて被検物質を効率よく濃縮し、光導波路を伝播する光の閉じ込め率が試料接触部に付着した被検物質に応じて変化する程度を感度よく検出することができる。よって、検出精度、感度を向上させることができる。
【００２０】
本発明によれば、試料中に含まれる被検物質を検出するセンサであって、光導波路と、該光導波路の外周面に直接または非金属材料を介して設けられた試料接触部と、を備え、前記試料接触部は、前記被検物質と選択的に吸着または結合する検出物質を含むことを特徴とするセンサが提供される。
【００２１】
本発明のセンサを試料に接触させると、試料中の被検物質が、光導波路の外周面に設けられた試料接触部の検出物質に選択的に吸着または結合する。すると、光導波路周囲の光学特性が変化する。この光学特性変化を検知することにより、被検物質が検出される。
【００２２】
また、従来のセンサは、試料に接触させた際に試料全体の性質が検出され、特定の被検物質のみを選択的に検出することは困難であった。これに対し、本発明のセンサによれば、試料接触部に検出物質が設けられているため、試料を試料接触部に接触させ、被検物質を選択的に検出することことができる。そして試料に試料接触部を接触させるのみで、標識物質の利用等の煩雑な操作を必要としない。
【００２３】
以上より、本発明のセンサは、従来のセンサに比べ、試料中の被検物質を選択的かつ迅速、簡便に感度よく分析することができる。
【００２４】
なお、本発明において、「選択的に吸着または結合する」とは、被検物質のみが検出物質と吸着または結合し、試料中に含まれる他の物質は吸着または結合しないことをいう。吸着または結合の様式に制限はなく、物理的な相互作用であっても、化学的な相互作用であってもよい。
【００２５】
また、本発明のセンサにおいては、その動作原理より、試料接触部が光導波路の外周面に直接または非金属材料を介して設けられた構成であるため、試料接触部に被検物質が吸着または結合したときの光学特性の変化を高感度で検知することができる。この点、本発明は、光ファイバーの表面に金属層を設けることにより表面プラズモン共鳴（ＳＰＲ）を生じさせるＳＰＲセンサと原理、構成が相違する。
【００２６】
本発明のセンサにおいて、光源側から前記光導波路に導入され該光導波路中の前記試料接触部またはその近傍を通過した光の強度を検出する受光部をさらに備えた構成とすることができる。
【００２７】
本発明に係るセンサは、光導波路の周囲に被検物質と選択的に吸着または結合する検出物質を含む試料接触部が形成されている。そして、試料中の被検物質が試料接触部に含まれる検出物質に結合することにより、光導波路表面の光学特性が変化する。この変化を受光部で受光することにより、微量の試料中の被検物質を簡便、迅速に、高感度で検出することができる。
【００２８】
本発明のセンサにおいて、前記光導波路に入射する光の強度と前記受光部により検出された光の強度とに基づいて、前記被検物質が吸着または結合することによる前記試料接触部の光学特性の変化を算出する演算部をさらに備えた構成とすることができる。こうすることにより、被検物質の吸着または結合による試料接触部の光学特性変化から、被検物質を検出することが可能となる。
【００２９】
本発明のセンサにおいて、前記光学特性は、前記試料接触部の屈折率とすることができる。本発明に係るセンサにおいて、試料接触部は光導波路の外周面に設けられている。一般に、光導波路を通過する光の閉じ込め率は、光導波路の外周面に配置された材料に依存して変化する。そこで、光導波路を伝播する光の閉じ込め率が前記試料接触部に選択的に吸着または結合した被検物質に応じて変化する程度を検出するように構成した場合、外周面に試料接触部が設けられた箇所においては、その試料接触部に被検物質が吸着等した場合としない場合とで、光導波路を通過する光の閉じ込め率が変化する。
【００３０】
上記センサは、このような光の閉じ込め率の変化を検知することにより被検物質を検出するものである。すなわち、試料接触部において漏出せずに、光導波路中の試料接触部の近傍を通過する光の強度変化を受光部で受光することにより、被検物質を検出することができる。
【００３１】
また、従来のセンサは、試料接触部が光の進行方向に対し垂直に設けられていたため、試料接触部における光導波路表面の臨界角変化に対する感受性が弱かった。これに対し、本発明のセンサは、試料接触部は光導波路の外周面に設けられているため、試料接触部における光の閉じこめ率が変化することによる光導波路表面の臨界角の変化に対する感受性が強く、試料接触部の近傍を通過する光の強度変化に敏感に反映される。したがって、本発明のセンサにおいては、試料接触部に設けられた検出物質に対する被検物質の選択的な吸着または結合を、高感度で検出することが可能である。また、本発明のセンサを用いた検出は、検出物質の酵素標識等の煩雑な操作を行う必要がなく、簡便である。
【００３２】
本発明のセンサにおいて、光源側から前記光導波路に導入された光が前記試料接触部を介して光導波路外部に漏出する光の強度を検出する受光部をさらに備えた構成とすることができる。このような構成として、たとえば、試料接触部から漏出した光を前記受光部に導く集光部をさらに備えた構成とすることができる。
【００３３】
こうすることにより、試料接触部に被検物質が吸着または結合することによる試料接触部からの漏光の強度変化を集光部で効率よく集光し、受光部に導き、検出することが可能となる。したがって、受光部で検出された漏光の強度変化に基づいて、被検物質の検出および定量ができる。また、被検物質が存在しない状態での漏光がゼロに近い場合、被検物質が試料接触部に吸着または結合することによって得られた漏光の大きさを直接検出することになる。この場合、被検物質が存在しない状態での光量と、存在する状態での光量との差を計測するよりも、Ｓ／Ｎ（信号対ノイズ）比を高めることができるため、より一層精度、感度の高いセンサを提供することが可能となる。
【００３４】
また、本発明のセンサにおいて、前記光導波路の端部に設けられた反射鏡と、光源側から前記光導波路に導入され前記反射鏡で反射した光の強度を検出する受光部と、をさらに備えた構成とすることができる。こうすることにより、光導波路に導入され、試料接触部から漏出しなかった光は、反射部で反射し、再度光導波路中を通過し、受光部に導かれる。したがって、光源から光導波路に導入された光の強度と受光部で検出された光の強度に基づき、被検物質の検出ができる。
【００３５】
また、本発明のセンサにおいては、被検物質が検出物質に選択的に吸着または結合すればよく、吸着または結合の後、被検物質の発光、発色は必要とされない。したがって、本発明のセンサを用いることにより、発光や発色を生じない試料も検出することができる。
【００３６】
本発明のセンサにおいて、前記光導波路に入射する光の強度と前記受光部により検出された光の強度とに基づいて、前記被検物質が吸着または結合することによる試料接触部の発色、発光、変色、脱色、または消光の程度を算出する演算部をさらに備えた構成とすることができる。こうすることにより、被検物質と検出物質との選択的な吸着または結合による試料接触部の光学特性の変化を、より一層高感度で検出することができる。
【００３７】
また、本発明のセンサでは、被検物質または検出物質に固有の発色、発光、変色、脱色または消光現象を用いるため、煩雑な標識操作や、発色、発光、変色、脱色、または消光させるための物質を特に準備する必要がないため、簡便である。
【００３８】
本発明のセンサにおいて、前記被検物質と前記検出物質との組み合わせが、抗原と抗体、酵素と基質、酵素と基質誘導体、酵素と阻害剤、糖とレクチン、ＤＮＡとＤＮＡ、ＤＮＡとＲＮＡ、タンパク質と核酸、またはリガンドとレセプターのいずれかの組み合わせとすることができる。こうすることにより、微小の生体試料中から被検物質を検出、定量することができる。
【００３９】
本発明のセンサにおいて、前記検出物質がスペーサーを介して光導波路の外周面に直接または非金属物質を介して設けられた構成とすることができる。スペーサーとは、被検物質と検出物質との選択的な吸着または結合が立体障害なしに進行するように、検出物質と光導波路との間に設けられる化合物のことをいう。スペーサーを設けることにより、検出物質と光導波路との間に好適な空間が形成されるため、被検物質と検出物質との選択的な吸着または結合を効率よく形成させることができる。また、スペーサーを用いることにより、試料接触部の厚さを制御することも可能となる。したがって、センサをより高感度、高精度とすることができる。
【００４０】
本発明によれば、被検物質を検出するための分析システムであって、分離装置と、該分離装置により分離された前記被検物質を検出するための前記センサと、を含むことを特徴とする分析システムが提供される。本発明に係る分析システムは、前記センサを含むため、被検物質を精度、感度よく検出することができる。そして、分離装置を含むため、前処理等が必要な試料中の被検物質を検出する場合にも、効率よく分析を行うことができる。また、分離装置を用いることにより、被検物質の検出感度をより一層向上させることができる。
【００４１】
本発明によれば、前記センサを含むセンサチップが提供される。本発明に係るセンサチップは、上述のセンサをチップ式とした構成である。こうすることにより、測定ごとにチップを交換することが可能となり、センサの洗浄操作が不要となる。したがって、検出を簡便に行うことが可能になるとともに、検出精度、感度を向上させることができる。また、複数のチップを用いることにより、一度に複数の試料を同時に分析することも可能となる。
【００４２】
本発明によれば、試料中に含まれる被検物質を定量するセンサであって、基板と、該基板の表面に直接または非金属材料を介して設けられた試料接触部と、前記基板に光を入射させる光源と、前記基板に導入され前記試料接触部で反射した反射光あるいは前記試料接触部と通過した透過光の強度を検出する受光部と、前記基板に対する前記光源の相対位置を変化させ、光源から前記基板への入射角を調整する変角操作部と、を備えることを特徴とするセンサが提供される。
【００４３】
本発明における基板とは、紫外線，可視光線あるいは赤外線などの光を伝搬させる平板をいう。一般に、基板に入射した光の表面における反射率は、基板の表面に配置された材料に依存して変化する。そこで、基板表面に試料接触部を設け、基板から試料接触部に入射した光の反射率が試料中に存在する被検物質に応じて変化する程度を検出するように構成した場合、試料接触部に被検物質が吸着等した場合としない場合とで、基板から試料接触部に入射した光の反射率が変化する。この反射率変化は、試料接触部と試料との界面における臨界角の変化に起因する。本発明に係るセンサは、変角操作部にて基板への光の入射角を調整し、このときの光の反射率変化を受光部により検知し、被検物質を定量するものである。こうすることにより、試料接触部と試料との界面において反射し、基板を通過して出射する光の強度の入射角依存性を検出することができるため、被検物質を精度、感度よく定量することができる。また、本発明のセンサを用いた定量は、検出物質の酵素標識等の煩雑な操作を行う必要がなく、簡便である。
【００４４】
また、本発明のセンサにおいては、その動作原理より、試料接触部が基板の表面に直接または非金属材料を介して設けられた構成であるため、試料接触部に被検物質が吸着または結合したときの光学特性の変化を高感度で検知することができる。この点、本発明は、光ファイバーの表面に金属層を設けることにより表面プラズモン共鳴（ＳＰＲ）を生じさせるＳＰＲセンサと原理、構成が相違する。
【００４５】
なお、本発明のセンサにおいて、光源から前記基板に入射した光のうち、試料接触部で反射した光の強度を受光部で検出する構成とした場合、試料接触部から漏出しなかった光は、試料接触部と試料との界面で反射し、再度基板中を通過し、受光部に導かれる。したがって、光源から基板に導入された光の強度と受光部で検出された光の強度に基づいて反射率を算出し、被検物質の定量ができる。
【００４６】
また、光源から前記基板に入射した光のうち、試料接触部を通過した透過光の強度を受光部で検出する構成とし、被検物質が存在しない状態での漏光がゼロに近い場合、被検物質が試料接触部に吸着または結合することによって得られた漏光の大きさを直接検出することになる。こうすることにより、被検物質が存在しない状態での光量と、存在する状態での光量との差を計測するよりも、Ｓ／Ｎ（信号対ノイズ）比を高めることができるため、より一層精度、感度の高いセンサを提供することが可能となる。
【００４７】
本発明のセンサにおいて、前記被検物質は、前記試料接触部に吸着または結合する構成とすることができる。こうすることにより、基板の表面に設けられた試料接触部にて被検物質を効率よく濃縮し、基板から試料接触部に入射した光の反射率が試料接触部に付着した被検物質に応じて変化する程度を感度よく検出することができる。よって、検出精度、感度を向上させることができる。
【００４８】
本発明によれば、試料中に含まれる被検物質を定量するセンサであって、基板と、該基板の表面に直接または非金属材料を介して設けられた試料接触部と、前記基板に光を入射させる光源と、前記基板に導入され、前記試料接触部で反射した反射光あるいは透過光の強度を検出する受光部と、前記基板に対する前記光源の相対位置を変化させ、光源から前記基板への入射角を調整する変角操作部と、を備え、前記試料接触部は、前記被検物質と選択的に吸着または結合する検出物質を含むことを特徴とするセンサが提供される。
【００４９】
本発明のセンサを試料に接触させると、試料中の被検物質が、基板の表面に設けられた試料接触部の検出物質に選択的に吸着または結合する。すると、試料接触部の光学特性が変化する。また、基板の表面に設けられた試料接触部にて被検物質が効率よく濃縮される。こうすることにより、前記試料接触部に付着した被検物質に応じて光の閉じ込め率が変化する程度を感度よく検出することができる。よって、定量の精度、感度をさらに向上させることができる。
【００５０】
本発明のセンサにおいて、前記変角操作部は、光源の位置決め機能を有し、光源から基板への光の入射角を調整する光源支持体とすることができる。こうすることにより、光源から基板への入射角の変化を簡便に精度よく行うことができる。
【００５１】
本発明のセンサにおいて、データ処理部をさらに備え、前記変角操作部は、前記光源から前記基板への入射角を連続的に変化させ、前記受光部は、それぞれの前記入射角における反射光の強度を測定し、その測定結果を前記データ処理部に送出し、前記データ処理部は、前記受光部により検出される光の強度の入射角依存性を算出し、この入射角依存性に基づいて前記被検物質の定量を行う構成とすることができる。
【００５２】
本発明に係るセンサにおいては、基板への入射角を連続的に変化させると、入射角の変化に対応して受光部により検出される光の強度も連続的に変化する。本発明に係るセンサはデータ処理部を備えており、受光部により検出される光の強度の入射角依存性がデータ処理部に送出されるため、受光部により検出される連続的な光の強度変化を用いて、試料接触部の光学特性変化を算出することができる。したがって、被検物質の吸着または結合による試料接触部の光学特性変化から、被検物質を確実に定量することが可能となる。
【００５３】
また、本発明のセンサにおいて、前記データ処理部は、前記受光部により検出される光の強度の波長依存性を算出し、この波長依存性に基づいて前記被検物質の定量を行うことができる。本発明に係るセンサにおいては、試料接触部に被検物質が吸着等した場合としない場合とで、基板から試料接触部に入射した光の反射率が変化するが、この反射率は入射光の波長依存性を示す。入射光の波長を連続的に変化させると、受光部により検出される光の強度の波長依存性がデータ処理部に送出されるため、受光部により検出される連続的な光の強度変化を用いて、試料接触部の光学特性変化を算出することができる。データ処理部において波長依存性を算出することにより、光の入射角度を一定とすることができるため、装置構成をより簡便にすることができる。
【００５４】
本発明のセンサにおいて、前記反射光を前記受光部に導く集光部をさらに備える構成とすることができる。
【００５５】
本発明に係るセンサは、基板の表面に被検物質と選択的に吸着または結合する検出物質を含む試料接触部が形成されている。そして、試料中の被検物質が試料接触部に含まれる検出物質に結合することにより、基板表面の光学特性が変化する。この変化を受光部で受光することにより、微量の試料中の被検物質を簡便、迅速に、高感度で定量することができる。特に、試料接触部を通過した透過光を受光部にて検出する構成とした場合、集光部を設けることにより、より精度、感度よく漏光の強度を検出することができる。
【００５６】
本発明のセンサにおいて、前記基板に入射する光の強度と前記受光部により検出された光の強度とに基づいて、前記被検物質が吸着または結合することによる屈折率の変化を算出する演算部をさらに備えることができる。本発明に係るセンサによれば、演算部において屈折率の変化を算出するため、被検物質が試料接触部に吸着または結合すればよく、吸着または結合の後、被検物質の発光、発色は必要とされない。したがって、発光や発色を生じない試料も検出することができる。
【００５７】
本発明のセンサにおいて、前記基板に入射する光の強度と前記受光部により検出された光の強度とに基づいて、前記被検物質が吸着または結合することによる試料接触部の発色、発光、変色、脱色、または消光の程度を算出する演算部をさらに備える構成とすることができる。こうすることにより、被検物質と検出物質との選択的な吸着または結合による試料接触部の光学特性の変化を、より一層高感度で検出することができる。
【００５８】
本発明のセンサにおいて、前記検出物質がスペーサーを介して前記基板の表面に直接または非金属物質を介して備えられた構成とすることができる。スペーサーを設けることにより、検出物質と基板との間に好適な空間が形成されるため、被検物質の吸着または結合を効率よく形成させることができる。また、スペーサーを用いることにより、試料接触部の厚さを制御することも可能となる。したがって、センサをより高感度、高精度とすることができる。
【００５９】
本発明によれば、被検物質を検出するための分析システムであって、分離装置と、該分離装置により分離された前記被検物質を定量するための前記センサと、を含むことを特徴とする分析システムが提供される。本発明に係る分析システムは、前記センサを含むため、被検物質を精度、感度よく定量することができる。そして、分離装置を含むため、前処理等が必要な試料中の被検物質を定量する場合にも、効率よく分析を行うことができる。また、分離装置を用いることにより、被検物質の測定感度をより一層向上させることができる。
【００６０】
本発明によれば、前記センサを含むセンサチップが提供される。本発明に係るセンサチップは、上述のセンサをチップ式とした構成である。こうすることにより、測定ごとにチップを交換することが可能となり、センサの洗浄操作が不要となる。したがって、定量を簡便に行うことが可能になるとともに、定量精度、感度を向上させることができる。また、複数のチップを用いることにより、一度に複数の試料を同時に分析することも可能となる。
【００６１】
本発明によれば、前記のセンサを用いた被検物質の検出方法であって、前記センサを試料に接触させるステップと、前記ステップの後、前記被検物質に選択的に吸着または結合する添加物質を含む溶液を前記センサに接触させるステップと、を含むことを特徴とする検出方法が提供される。また、本発明によれば、前記のセンサを用いた被検物質の定量方法であって、前記センサを試料に接触させるステップと、前記ステップの後、前記被検物質に選択的に吸着または結合する添加物質を含む溶液を前記センサに接触させるステップと、を含むことを特徴とする定量方法が提供される。
【００６２】
本発明に係る検出方法、定量方法においては、試料接触部に被検物質を選択的に吸着または結合させた後、さらに添加物質が二次的に被検物質と選択的に吸着または結合する。こうすることにより、被検物質の吸着または結合による試料接触部の光学特性変化が小さい場合においても、添加物質を用いて光学特性変化を増すことができる。よって、より精度、感度の高い検出方法、定量方法を提供することができる。なお、本発明に係る検出方法、定量方法は、添加物質に蛍光物質や放射性同位体を用いた標識を施す必要がないため、従来の免疫測定法等に比べ、より簡便な検出方法である。
【００６３】
本発明によれば、前記のセンサを用いた被検物質の定量方法であって、前記センサを試料に接触させ、前記基板に光を入射し、入射した光の強度と前記受光部により検出された光の強度とに基づいて前記被検物質の濃度を算出することを特徴とする定量方法が提供される。こうすることにより、光の強度変化から、被検物質の濃度を簡便に精度、感度よく算出することができる。
【００６４】
本発明によれば、前記のセンサを用いた被検物質の定量方法であって、前記センサを試料に接触させ、前記基板に光を入射し、入射した光の強度と前記受光部により検出された光の強度とに基づいて前記被検物質と前記検出物質との結合定数または解離定数を算出することを特徴とする定量方法が提供される。本発明に係る定量方法は前記センサを用いる構成であるため、光の強度変化から、検出物質に選択的に吸着または結合した被検物質の結合定数または解離定数を簡便に精度、感度よく算出することができる。
【００６５】
本発明によれば、光導波路の外周面に直接または非金属材料を介して設けられた試料接触部に試料を接触させ、前記試料接触部に前記被検物質を吸着または結合させるステップと、前記光導波路に光を入射するステップと、前記光導波路に導入され該光導波路中の前記試料接触部またはその近傍を通過した光の強度を前記受光部により検出するステップと、入射した光の強度と前記受光部により検出された光の強度とに基づいて試料中に含まれる被検物質を検出するステップと、を含むことを特徴とする検出方法が提供される。
【００６６】
本発明に係る検出方法は、光導波路の外周面に設けられた試料接触部にて検出を行うため、試料との接触面積が大きく、また、試料接触部またはその近傍を通過した光の強度変化が大きい。したがって、試料中の被検物質を簡便に検出することが可能である。また、試料接触部に被検物質を吸着または結合させるステップを含むため、光導波路の外周面に設けられた試料接触部にて被検物質を効率よく濃縮し、光導波路を伝播する光の閉じ込め率が前記試料接触部に付着した被検物質に応じて変化する程度を感度よく検出することができる。よって、検出精度、感度を向上させることができる。
【００６７】
本発明によれば、基板の表面に直接または非金属材料を介して設けられた試料接触部に試料を接触させ、前記試料接触部に前記被検物質を吸着または結合させるステップと、前記基板に光を入射するステップと、前記基板に導入され、前記試料接触部で反射した反射光あるいは前記試料接触部を通過した透過光の強度を前記受光部により検出するステップと、入射した光の強度と前記受光部により検出された光の強度とに基づいて試料中に含まれる被検物質を定量するステップと、を含み、試料中に含まれる被検物質を定量する前記ステップは、前記基板に入射する光の強度と、前記受光部により検出された光の強度とに基づいて、前記被検物質の濃度を算出するステップを含むことを特徴とする定量方法が提供される。
【００６８】
本発明に係る定量方法においては、試料を試料接触部に接触させると、試料中の被検物質が、基板の表面に設けられた試料接触部の検出物質に選択的に吸着または結合する。すると、試料接触部の光学特性が変化する。この光学特性変化を検知することにより、特定の被検物質が選択的に定量される。したがって、複数の成分を含む試料であっても、特定の被検物質を簡便な操作で精度、感度よく定量することができる。こうすることにより、光の強度変化から、試料接触部に吸着または結合した被検物質の濃度を簡便に精度、感度よく算出することができる。
【００６９】
本発明の定量方法において、試料中に含まれる被検物質を定量する前記ステップは、前記基板に入射する光の強度と、前記受光部により検出された光の強度とに基づいて、前記被検物質と前記検出物質との結合定数または解離定数を算出するステップを含む構成とすることができる。こうすることにより、光の強度変化から、検出物質に選択的に吸着または結合した被検物質の結合定数または解離定数を簡便に精度、感度よく算出することができる。
【００７０】
本発明の定量方法において、基板に光を入射する前記ステップは、前記基板への光の入射角を連続的に変化させるステップを含み、被検物質を定量する前記ステップは、前記受光部により検出される光の強度の入射角依存性を算出し、前記入射角依存性に基づいて前記被検物質の定量を行うステップを含むことができる。本発明に係る定量方法によれば、基板への光の入射角が変化すると、それに対応して、受光部により検出される光の強度が変化する。この検出される光の強度変化を連続的に測定することにより、試料接触部に吸着または結合した被検物質の濃度をさらに精度、感度よく算出することができる。
【００７１】
また、本発明の定量方法において、基板に光を入射する前記ステップは、前記基板への光の波長を連続的に変化させるステップを含み、被検物質を定量する前記ステップは、前記受光部により検出される光の強度の波長依存性を算出し、前記波長依存性に基づいて前記被検物質の定量を行うステップを含むことができる。本発明に係る定量方法によれば、基板への入射光の波長が変化すると、それに対応して、受光部により検出される光の強度が変化する。この検出される光の強度変化を連続的に測定することにより、試料接触部に吸着または結合した被検物質の濃度をより一層精度、感度よく算出することができる。また、基板への光の入射角を一定にすることができるため、さらに装置構成を簡便にすることができる。
【００７２】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係るセンサについて、
（ｉ）光導波路を用いた検出センサ（以下、タイプＩという。）、
（ｉｉ）基板を用いた定量センサ（以下、タイプＩＩという。）
に分けて、図面を参照しながら説明する。
【００７３】
［タイプＩのセンサ］
まずタイプＩのセンサに係る発明について説明する。
【００７４】
図１（ａ）および図１（ｂ）は、本発明に係るセンサの一例を示す図である。図示したセンサは、いずれも、高屈折率材料からなるコアの周囲に低屈折率材料からなるクラッドを設けた構造の光導波路を有している。図１（ａ）は光ファイバー型の光導波路の例であり、図１（ｂ）は、基板上に層状に形成した光導波路の例である。これらの光導波路は、コア１０１の周囲に、コア１０１よりも屈折率の低い材料からなるクラッド１０２が配置された構造を有している。
【００７５】
光導波路のコア１０１およびクラッド１０２を構成する材料は、無機物質、有機物質のいずれでもよく、たとえば、ポリメチルメタクリレート（ＰＭＭＡ）、フッ素化ポリイミド、ポリシラン、エポキシ樹脂、石英系ガラス、などを用いることができる。また、光導波路として光ファイバーを用いる場合、たとえばＰＯＦ（プラスチック光ファイバー）やＰＣＦ（シリカガラスコアプラスチッククラッド光ファイバー）などを用いることができる。光導波路として光ファイバーを用いる場合、コア１０１の直径は、たとえば、５μｍ以上１０μｍ以下とすることができる。また、シングルモード光ファイバーを用いることが好ましい。また、コア１０１の長さに特に制限はないが、たとえば１０ｃｍ以上１００００ｃｍ以下とすることができる。
【００７６】
図１に示すように、光導波路の外周面の一部に試料接触部１１０が形成されている。試料接触部１１０は、被検物質を含む試料と接触する部分である。図１（ａ）の場合、試料接触部１１０は、少なくとも光導波路の側面に設けられるが、これに加え光導波路端面に設けてもよい。また図１（ｂ）に示すように、光導波路が面状の場合は、少なくとも光導波路の上面、下面、側面などに試料接触部１１０が設けられる。
【００７７】
図１のように、試料接触部１１０を外周面に設けることにより、試料接触部１１０の表面積を大きくすることできるため、検出感度を向上させることができる。またさらに、試料接触部１１０における光学特性値およびその変化量が大きくなるため、検出精度、感度を向上させることができる。また、試料接触部１１０を、被検物質が吸着または結合する材料で構成することにより、検出精度、感度をさらに向上させることができる。さらに、図３、図６を用いて後述するように、試料接触部１１０は、被検物質を検出するための検出物質を含んでもよい。この場合、検出物質は、被検物質と選択的に吸着または結合するため、検出精度、感度を向上させることができる。
【００７８】
以下、図８を参照し、本実施形態に係るセンサの測定原理について詳述する。そして、試料接触部１１０を光導波路の側面に設けた場合および端面に設けた場合を比較する。
【００７９】
図８（ａ）は本実施形態に係るセンサの構成を示す図であり、試料接触部１１０がコア１０１の側面に設けられている。一方、図８（ｂ）は従来のセンサの構成を示す図であり、試料接触部１１０はコア１０１の端面に設けられている。いずれの場合も、試料接触部１１０の外部には、水（屈折率１．３３３４）が存在する。以下、コア１０１と試料接触部１１０との界面を第１の界面１４９と呼び、試料接触部１１０と水との界面を第２の界面１５１と呼ぶ。
【００８０】
試料接触部１１０に被検物質が吸着または結合していない状態、すなわち被検物質濃度がゼロの状態では、試料接触部１１０の屈折率は、水の屈折率に略等しいと考えられる。また、試料接触部１１０に被検物質が吸着または結合した場合、吸着または結合した量に応じて、試料接触部１１０の屈折率が水の屈折率から増加する。したがって、試料接触部１１０の被検物質濃度がゼロの状態では、コア１０１を通過した光は、第１の界面１４９にて反射光と透過光に分かれる。また、試料接触部１１０に被検物質が吸着または結合した状態においては、図８（ａ）では、図中の矢印に示すように、第２の界面１５１に角度θで入射した光Ｉ_０が、第２の界面１５１の反射率に応じて反射光Ｉ_１および透過光Ｉ_２に分かれる。同様に図８（ｂ）では、図中の矢印に示すように、第２の界面１５１に角度π／２−θで入射した光Ｉ_０が、反射光Ｉ_１および透過光Ｉ_２に分かれる。
【００８１】
図８（ａ）および図８（ｂ）においては、被検物質の濃度に応じて試料接触部１１０の屈折率が変化するから、第２の界面１５１に角度θで入射した光の反射率は、被検物質の濃度に応じて変化する。この変化について調べるため、試料接触部１１０の厚さを考慮した下記（１）式を適用し、以下のシュミレーションを行った。
Ｒ＝（（η_０Ｂ−Ｃ）／（η_０Ｂ＋Ｃ））（（η_０Ｂ−Ｃ）／（η_０Ｂ＋Ｃ））^＊　（１）
ただし、上記（１）式において、（（η_０Ｂ−Ｃ）／（η_０Ｂ＋Ｃ））^＊は（（η_０Ｂ−Ｃ）／（η_０Ｂ＋Ｃ））の共役複素数であり、また、
Ｂ＝ｃｏｓδ＋ｉ（Ｎ_ｓ／Ｎ）ｓｉｎδ　　　（２）
Ｃ＝ｉＮｓｉｎδ＋Ｎ_ｓｃｏｓδ　　　（３）
である。さらに、上記（２）式および（３）式において、Ｎは被検物質を含む試料接触部１１０の複素屈折率、Ｎ_ｓはコア１０１の複素屈折率である。また、δは被検物質を含む試料接触部１１０の位相膜厚であり、
δ＝（２πＮｄｃｏｓθ）／λ　　　（４）
である。（４）式において、ｄは被検物質を含む試料接触部１１０の厚さ、λは波長、θ（ｒａｄ）はコア１０１と試料接触部１１０との界面への光の入射角である。なお、以上（１）〜（４）式は、Ｈ．Ａ．Ｍａｃｌｅｏｄ著、「ＴｈｉｎＦｉｌｍ　Ｏｐｔｉｃａｌ　Ｆｉｌｔｅｒｓ　第３編」、Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅｏｆ　Ｐｈｙｓｉｃｓ　Ｐｕｂ．、２００１年、第２章　ＢａｓｉｃＴｈｅｏｒｙ、ｐｐ．１２−７２より引用した。
【００８２】
コア１０１をＮ_ｓ＝１．４５の石英、試料溶液の屈折率を１．３３３４とし、ｄ＝１０ｎｍ、λ＝５００ｎｍと仮定した。また、被検物質をタンパク質とし、その濃度をＣＤ（ｇ／ｍｌ）とした。被検物質が生体高分子の場合、被検物質の１０μｇ／ｍｌ水溶液は、純水の屈折率に対し２．０×１０^−６の屈折率増加が見込まれることから、ＣＤの値より下記（５）式を用いてＮを算出した。
Ｎ＝１．３３３４＋２．０×１０^−１×ＣＤ　　　（５）
【００８３】
そして、Ｎに対応するタンパク質濃度ＣＤ（ｇ／ｍｌ）を変化させた際のθとＲとの関係についてシミュレーションを行った。図２５〜図２９は、シミュレーションの結果の一部を示す図である。図２５（ａ）から図２９（ｊ）に向かって、ＣＤが増加している。ＣＤが小さい場合、Ｒが顕著に上昇するθが二カ所存在する。このうち低θ側の変化が第２の界面１５１における臨界角θ_ｃ２によるものであり、高θ側の変化が第１の界面１４９における臨界角θ_ｃ１によるものである。図２５（ａ）〜図２９（ｊ）を比較すると、第１の界面１４９における臨界角θ_ｃ１はＣＤによる影響をほとんど受けず、ほぼ一定であることがわかる。一方、第２の界面１５１における臨界角θ_ｃ２は、ＣＤの増加と共に高θ側にシフトしている。そして、ＣＤがある程度大きな値になるとθ_ｃ１と重なるが、これは、試料接触部１１０の屈折率がコア１０１の屈折率に略等しくなるためであると考えられる。
【００８４】
以上の結果をまとめると、図１９に示すグラフが得られる。図１９は、ＣＤ＝０の場合のθ_ｃ２を基準とした際の、ＣＤの変化に伴うθ_ｃ２の増分（度）を示す図である。図１９より、試料接触部１１０に吸着または結合した被検物質の濃度により、第２の界面１５１における臨界角θ_ｃ２が大きく変化することがわかる。試料接触部１１０に被検物質が吸着または結合すると、試料接触部１１０において被検物質の濃縮がおこり、試料接触部１１０の屈折率が変化する。すると、第２の界面１５１における臨界角θ_ｃ２が増加するため、入射角θが小さい光は第２の界面１５１で全反射することができず、透過することになる。したがって、この透過光、すなわちコア１０１からの漏光を検出することにより、被検物質の検出が可能となる。
【００８５】
次に、θ（ｒａｄ）を一定値とした際のタンパク質濃度ＣＤと反射率Ｒとの関係についてシミュレーションを行った。図１７は、シミュレーション結果の一部を示す図である。
【００８６】
図１７（ａ）は、θ＝１．３（ｒａｄ）とした場合のシミュレーション結果である。このように、θが比較的大きい場合、反射率Ｒが著しく変化するタンパク質濃度ＣＤの臨界値が存在する。ＣＤがこの臨界値より小さい領域では、第２の界面１５１においてθ＞θ_ｃ２である。また、ＣＤが臨界値より大きい領域では、θ＜θ_ｃ２である。これに対し、図１７（ｂ）は、θ＝１．１６５（ｒａｄ）とした場合のシミュレーション結果である。ｌｏｇＣＤの変化に対し、Ｒは単調に減少するが、その変化量は図１７（ａ）と異なり極めて小さく、ほぼ一定となることがわかる。これらの結果より、ＣＤの濃度変化を検出するためには、入射角がある程度の大きさとなる必要がある。
【００８７】
そこで図８に戻り、試料接触部１１０が設けられた部位について比較すると、図８（ａ）の構成では、試料接触部１１０が光導波路の外周面に設けられているため、光導波路のコア１０１から試料接触部１１０への入射光の入射角を大きくすることができる。一方、図８（ｂ）の構成では、試料接触部１１０は光導波路の端面に設けられている。この場合、試料接触部１１０に入射する光は、コア１０１の側面において反射した反射光であるから、入射角はπ／２−θである。光導波路のようにコア１０１側面で光が臨界角θ_ｃで全反射しながら進む場合、θ＞θ_ｃよりπ／２−θ＜θ_ｃとなる。よって、試料接触部１１０が端面に設けられた場合、入射角が小さく、反射率Ｒはの変化が極めて小さい。
【００８８】
本実施形態に係るセンサにおいては、図８（ａ）のように光導波路の外周面に試料接触部１１０を設けることにより、試料接触部１１０に被検物質が選択的に吸着または結合した際の屈折率Ｎの変化を精度、感度よく検出することが可能である。このようなセンサの構成として、たとえば、図１（ａ）のように、光ファイバーのコア１０１の側面に試料接触部１１０が設けられた構成、図１（ｂ）のように、面状の光導波路の上面や側面に試料接触部１１０が設けられた構成とすることができる。光導波路の外周面に試料接触部１１０が設けられた構成であれば、試料接触部１１０となる部位に特に制限はない。たとえば図２（ａ）に示すように、試料接触部１１０を端面近傍に設けることもできるし、図２（ｂ）に示すように端面から離れた部位に設けることもできる。また、図１および図２では、試料接触部１１０の設けられた光導波路は、クラッド１０２が除去されているが、クラッド１０２の表面に試料接触部１１０を設けてもよい。また、クラッド１０２を厚み方向に一部除去し、薄くすることもできる。クラッド１０２を除去し、コア１０１の表面に試料接触部１１０を設けることにより、センサの感度をより一層高めることができる。
【００８９】
なお、上記式（１）を用いたシミュレーションより、試料溶液の屈折率を１．３３３４とした場合、コア１０１の屈折率を１．４以上１．５２以下とすることが好ましい。１．４以上とすることにより、ＲのＣＤ依存性を向上することができ、精度、感度よく検出を行うことができる。また、１．５２以下とすることにより、試料接触部１１０に被検物質が吸着または結合し、濃縮することによるＣＤ変化の範囲において、反射率変化を精度、感度よく検出することが可能となる。このような材料として、たとえば石英、ＰＭＭＡ（ポリメチルメタクリレート）、ＰＥ（ポリエチレン）、ＰＰ（ポリプロピレン）などが挙げられる。
【００９０】
次に、被検物質の吸着による試料接触部１１０における成分の濃縮効果によって、試料接触部１１０の屈折率Ｎが試料液体の屈折率から顕著に増加する理由について説明する。
【００９１】
本実施形態に係るセンサにおいては、光導波路に設けられた試料接触部１１０に被検物質が選択的に吸着または結合することにより、試料溶液中の成分をたとえば１０００倍以上濃縮できる。この濃縮に伴い、試料接触部１１０の表面の試料溶液の屈折率は、たとえば１０^−２以上１０^−１程度増加する。一般に、固相表面への高分子吸着は単分子吸着になることが多い。このとき形成される吸着層の厚さは、たとえば０．１ｎｍ以上数１０ｎｍ以下となる。たとえば、被検物質がＩｇＧ（免疫グロブリンＧ）である場合、表面吸着データベース（［ｏｎｌｉｎｅ］、Ｎｉｃｏｌａｕ　Ｄ．　Ｖ．、［平成１４年９月１０日検索］、インターネット＜ＵＲＬ：ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ｂｉｏｎａｎｏｅｎｇ．ｃｏｍ／ｂａｄ／ｄｂ．ｈｔｍｌ，　（２００１））より、膜厚を１０ｎｍ、ＩｇＧの分子量を１５万とした場合、薄膜中のＩｇＧ濃度は１．０×１０^−２ｇ／ｍｌ以上１．２１×１０^−１ｇ／ｍｌ以下となる。タンパク質の濃度が１０^−５ｇ／ｍｌ増加すると、純水の屈折率は２．０×１０^−６増加することから、ＩｇＧが上記の濃度範囲で変化した場合、たとえば１０^−３以上１０^−２程度の屈折率変化が生じる。
【００９２】
このように、タイプＩのセンサにおいては、試料接触部１１０への被検物質の選択的な吸着または結合により十分な屈折率変化が得られ、この屈折率変化にともなう試料接触部１１０からの漏光の変化を測定することにより、被検物質を精度、感度よく検出することができる。
【００９３】
試料接触部１１０への被検物質の選択的な吸着または結合を用いた検出について、コア１０１とクラッド１０２とを含む光導波路のクラッド１０２の一部を除去し、コア１０１の表面に試料接触部１１０を設けた場合を例に、図１０、図３を参照しながらさらに説明する。図１０（ａ）では、光導波路の外周面を試料接触部１１０とした構成である。また、図３（ａ）のセンサは、試料接触部１１０に検出物質Ａが設けられた構成となっている。このような光導波路に光を入射すると、図中の矢印のように、光はコア１０１内を全反射しながら通過する。なお、クラッド１０２が除去された試料接触部１１０は、試料の液体がクラッド１０２に相当する。
【００９４】
一方、図１０（ｂ）に示すように、試料接触部１１０に試料中の被検物質Ａ’が吸着または結合した場合、試料接触部１１０において被検物質Ａ’の濃縮がおこり、試料接触部１１０の屈折率が増加する。また、図３（ｂ）に示すように、試料接触部１１０に設けられた検出物質Ａに、被検物質Ａ’が選択的に吸着または結合した場合、試料接触部１１０の屈折率はさらに精度よく変化する。この屈折率の変化により、コア１０１の表面における光の閉じこめ率が変化するため、試料接触部１１０にてセンサ外部に漏出する光の量が変化する。したがって、図１０（ａ）と図１０（ｂ）、あるいは図３（ａ）と図３（ｂ）とでは、試料接触部１１０を通過する光の強度が変化する。この変化を検出することにより、試料接触部１１０における被検物質Ａ’の有無を検出することができる。また、図３のセンサの場合、検出物質Ａと被検物質Ａ’との選択的な吸着または結合を利用して、被検物質Ａ’をさらに精度、感度よく検出することができる。
【００９５】
また、図６（ａ）、図６（ｂ）は、図３とは逆に、試料接触部にタンパク質などの大きい分子が検出物質Ｂとして設けられた例である。図６（ａ）、図６（ｂ）においても、図３と同様に、被検物質Ｂ’が検出物質Ｂと選択的に吸着または結合することによって、図中の矢印のように、試料接触部におけるコア１０１表面の屈折率が変化する。この屈折率変化により、コア１０１表面での光の閉じこめ率が変化する。したがって、図６（ａ）と図６（ｂ）とでは、試料接触部１１０を通過する光の強度が変化する。この変化により、被検物質Ｂ’の有無を検出することができる。
【００９６】
なお、図６において、被検物質Ｂ’の吸着または結合に伴う屈折率変化が小さい場合、固相酵素免疫測定法（ＥＬＩＳＡ）やラジオイムノアッセイで用いる２次抗体の原理を応用し、これを添加物質として用いて検出感度を向上させることができる。たとえば、被検物質Ｂ’に対する抗体（１次抗体）を検出物質Ｂとして光導波路表面に固定化し、試料接触部１１０とする。試料接触部１１０を試料に接触後、被検物質Ｂ’に対する抗体（２次抗体）を含む溶液に接触させる。すると、２次抗体が被検物質Ｂ’にさらに選択的に吸着し、屈折率が比較的大きく変化する。この変化を検出することにより、センサの感度を向上させることができる。また、もちろん図３においても、２次抗体を用いて屈折率変化を増大させることができる。
【００９７】
このとき、従来のＥＬＩＳＡ法やラジオイムノアッセイでは、酵素または放射性同位体により標識された２次抗体が用いられるが、本実施形態のセンサでは、２次抗体の標識が不要となる。したがって、本発明のセンサにおいては、添加物質を用いる場合も、従来の免疫測定法で必要とされた標識操作等の煩雑な操作が不要であり、検出操作が簡便である。また、後述するように、本実施形態のセンサの試料接触部をチップ式とすることにより、従来の免疫測定法で必要とされていたウェルの洗浄操作が不要となる。この場合、簡便な操作で検出感度をより一層向上させることができる。
【００９８】
２次抗体を用いた方法とは別の検出感度向上方法として、免疫測定法で用いられる競合反応を利用することもできる。この場合、被検物質を光導波路の外周に固定化する。そして、試料に予め既知量の検出物質を添加しておき、試料接触部１１０に接触させる。試料に添加した検出物質の、固定化された被検物質との選択的な吸着または結合は、試料中の被検物質によって阻害されるため、その阻害の有無から試料中の被検物質の有無が検出される。
【００９９】
図３、図６、図１０のセンサにおいては、クラッド１０２の屈折率を、試料溶液の屈折率（上記シミュレーションでは水の屈折率に略等しいと仮定。）より小さい材料とすることが好ましい。この理由を図２０を用いて説明する。
【０１００】
図２０（ａ）は、水より小さい屈折率を有するクラッド１０２とコア１０１とを含む光導波路を示す図である。クラッド１０２は一部除去され、クラッド１０２の除去されたコア１０１の外周に試料接触部１１０が設けられている。図２０（ｂ）は、クラッド１０２の設けられた部分について、入射角θと反射率Ｒとの関係を示す図である。また、図２０（ｃ）は、試料接触部１１０が設けられた部分について、同様にθとＲとの関係を示す図である。
【０１０１】
図２０（ｂ）では、クラッド１０２の屈折率を水の屈折率より小さくすることにより、クラッド１０２と試料接触部１１０との屈折率差をより大きくすることができるため、コア１０１とのクラッド１０２との界面における臨界角θ_ｃが小さくなる。すなわち、クラッド１０２による光の閉じこめ率が大きくなる。こうすることにより、コア１０１を通過する光の入射角θ_１を比較的小さくすることができる。θ＝θ_１でコア１０１を通過した光は、図２０（ｃ）に示すように、試料接触部１１０において、Ｒ＜１となる。したがって、θ_ｃが小さいほど、θ_１の選択範囲が大きく、第２の界面１５１での反射率Ｒの変化をより精度よく検知することができる。
【０１０２】
クラッド１０２は、成形後の屈折率が水の屈折率（１．３３３４）より低くなる材料であれば、どのような材料により構成することもできるが、たとえば屈折率が１．２９２〜１．３１２であるテフロンＡＦ１６００あるいはテフロンＡＦ２４００等のようなテフロン（登録商標）ＡＦシリーズ（デュポン社製）等の非晶質フッ素樹脂を挙げることができる。
【０１０３】
以上より、本実施形態のセンサは、試料が生体試料のように微量な場合にも、試料中の被検物質を、簡便な操作で高感度に検出することが可能である。また、被検物質が検出物質に選択的に吸着または結合すればよく、吸着または結合の後、被検物質の発光、発色は必要とされない。したがって、本実施形態のセンサを用いることにより、発光や発色のない試料も検出できることができる。
【０１０４】
本実施形態のセンサを用いた検出、測定として、たとえば、
（ｉ）試料中の、被検物質の検出
（ｉｉ）検出物質に対して選択的に吸着または結合する未知物質のスクリーニング、
（ｉｉｉ）一つの試料に対して、複数の検出物質に対する被検物質の同時検出、などが可能である。
【０１０５】
これらの検出、測定等を行う際に、試料接触部１１０に備える検出物質と被検物質は、選択的に吸着または結合する組み合わせから選択される。このような組み合わせとして、たとえば、
（ａ）リガンドとレセプター、
（ｂ）抗原と抗体、
（ｃ）酵素と基質、酵素と基質誘導体、または酵素と阻害剤、
（ｄ）糖とレクチン、
（ｅ）ＤＮＡ（デオキシリボ核酸）とＲＮＡ（リボ核酸）、またはＤＮＡとＤＮＡ、
（ｆ）タンパク質と核酸
の組み合わせを用いることができる。それぞれの組み合わせにおいて、任意の一方が検出物質となり、他方が被検物質となる。
【０１０６】
（ａ）の場合、ステロイドなどのホルモン、神経伝達物質などの生理活性物質、薬物、その他の血中因子、インシュリンレセプターなどの細胞膜レセプター、あるいは上記レセプターに対して親和性を有するタンパク質、糖タンパク質、糖脂質、または低分子物質など、を用いることができる。
（ｂ）の場合、抗原は、いわゆるハプテンなどの低分子物質であっても、タンパク質などの高分子物質であってもよい。抗原の例として、たとえば、ＨＣＶ抗原や、ＣＥＡ、ＰＳＡなどの腫瘍マーカー、さらに、第５の実施形態で後述するように、ヒト免疫不全ウイルス（ＨＩＶ）、異常プリオン、アルツハイマー症に特有のタンパク質等を用いることができる。
（ｃ）の場合、たとえばインフルエンザウイルスであるノイラミニザーゼとその阻害剤候補、ＨＩＶウイルスの逆転写酵素とその阻害剤候補、またはＨＩＶプロテアーゼとその阻害剤候補等の組み合わせとすることができる。
（ｄ）の場合、たとえばＮ−アセチル−Ｄ−グルコサミンと小麦胚レクチン、あるいは第７の実施形態で後述するように、コンカナバリンＡ（ＣｏｎＡ）とＣｏｎＡレセプター糖タンパク質等の組み合わせを用いることができる。
（ｅ）の場合、第６の実施形態で後述するように、変異したＤＮＡと、変異したＤＮＡに対する相補的ＤＮＡなどを用いることができる。
また、（ｆ）の場合、たとえばＤＮＡ結合タンパク質とＤＮＡなどの組み合わせを用いることができる。
【０１０７】
検出物質は、試料接触部となる光導波路の周囲に物理的に吸着された構成、あるいは化学的に結合した構成とすることができる。検出物質は、光導波路の周囲の一部に設けられていればよく、たとえば光導波路のクラッド表面に設けられる。また、より好ましくは、図３（ａ）のように、検出物質Ａをクラッド１０２の除去された、コア１０１の露出部に設ける。コア１０１の露出した表面に検出物質を含む試料接触部１１０を設けることにより、検出物質の層が、コア１０１に対するクラッド層となり、分子の結合による屈折率変化という微小な信号をより一層、高精度、高感度で検出することが可能となる。
【０１０８】
このような構成として、たとえば、コア１０１表面に、検出物質Ａの単分子膜や、積層膜が設けられた構成とすることができる。
【０１０９】
また、検出物質Ａを化学的に結合させる場合、図５に示すように、コア１０１と検出物質Ａとの間に、適宜、スペーサー１０９を設けることもできる。スペーサー１０９とは、被検物質Ａ’と検出物質Ａとの選択的な吸着または結合が立体障害なしに進行するように、検出物質Ａをコア１０１から離すため、コア１０１と検出物質Ａとの間に挿入させる化合物のことをいう。こうすることにより、図５（ａ）および図５（ｂ）のように、検出物質Ａと被検物質Ａ’との吸着または結合が容易となる。また、スペーサー１０９に親水性の分子を用いることにより、光導波路表面への目的外成分の非選択的な吸着を抑制することができる。スペーサー１０９の鎖長は比較的短いことが好ましい。また、活性基を有するものが好ましい。検出物質Ａの固定化操作がより簡便になるからである。活性基は、検出物質Ａとの反応性を有する官能基であれば特に制限はない。なお、スペーサー１０９に活性基がない場合は、縮合試薬等を用いてスペーサー１０９の官能基と検出物質Ａとを結合させる。たとえば、検出物質Ａのチオール基や、アミノ基、カルボキシル基、アルデヒド基、水酸基等を利用することができる。
【０１１０】
スペーサー１０９は、アフィニティークロマトグラフィーやＳＰＲ法などで用いられる分子を適宜選択することができるが、たとえば、ヘキサメチレンジアミン（ＨＭＤＡ）、エチレングリコールジグリシジルエーテル（ＥＧＤＧ）や、鎖長の短いポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、ポリエチレンオキサイド（ＰＥＯ）、デキストランまたはその誘導体、などを用いることができる。
【０１１１】
さらに、光導波路表面に検出物質Ａが固定化された構成にかわり、分子インプリンティング法により、被検物質Ａ’が結合できる鋳型ポリマー層が設けられた構成とすることもできる。
【０１１２】
次に、タイプＩのセンサの装置構成例を、図４および図９に示す。
【０１１３】
図４（ａ）に示すセンサは、試料接触部１１０の設けられた光導波路と、光導波路に光を入射させる光源１０５と、試料接触部１１０にて反射し、再度光導波路内を通過した光を検出するための受光部１０６とを含む。また、図４（ｂ）に示すセンサは、試料接触部１１０の設けられた光導波路と、光導波路に光を入射させる光源１０５、試料接触部１１０における漏光を検出するための凹面鏡１０８、凹面鏡１０８に集められた光を検出するための受光部１０６を含む。図４（ａ）、図４（ｂ）において、試料接触部１１０の設けられた光導波路を、後述のようにチップとして光導波路先端から着脱可能な構成とすることができる。
【０１１４】
光源１０５としては、紫外光源、可視光源などを用いることができる。たとえば、各種波長のＬＥＤ（発光ダイオード）、レーザーダイオード、ハロゲンランプなどを用いることができる。また、受光部１０６は、光源１０５から入射された光を検出できるものであれば特に制限はなく、たとえばフォトトランジスタやフォトダイオードなどを用いることができる。
【０１１５】
図４（ａ）に示すセンサでは、光導波路の端面に、試料接触部１１０にて反射した光を反射させ、受光部１０６に導くための反射部１０４を備えている。図４（ａ）では反射部１０４を光導波路の端面に設けたが、光導波路外周面の適当な位置に設けることもできる。このセンサでは、光源１０５から入射した光のうち、コア１０１から外部に漏出しなかった光が反射部１０４で反射し、ハーフミラー１０７を経て受光部１０６に到達する。この光を解析することにより被検物質の存在を検知することができる。なお、図４（ａ）ではハーフミラー１０７を用いているが、他の分光機器を用いることもできる。
【０１１６】
図４（ｂ）に示すセンサは、受光部１０６が、試料接触部１１０にて漏出した光を直接検知するように構成されている。このセンサにおいては、試料接触部１１０にて漏出した光を受光部１０６に導くための凹面鏡１０８が設けられている。コア１０１からの出射光は、凹面鏡１０８で反射され、凹面鏡１０８の焦点となる位置に設置された受光部１０６に集光される。こうすることにより、試料接触部１１０から漏出した光を、受光部１０６にて直接集光し、測定することができる。よって、図４（ｂ）の場合、図４（ａ）のように光導波路内を再度通過させることによる光強度変化の影響がなく、センサの検出感度をより一層高めることができる。凹面鏡１０８には、たとえばパラボラ鏡面を用いることができる。
【０１１７】
図４の構成に加え、図９に示すように、光源制御部１２１、データ処理部１２２、データ記憶部１２３、出力部１２４を設けてもよい。光源制御部１２１は光源１０５に接続し、光源１０５からの出射光強度や出射角等を制御する。また、データ処理部１２２は光源制御部１２１および受光部１０６に接続し、光源１０５から光導波路に入射した光の強度と、受光部１０６にて検出された光の強度とに基づいて、試料接触部１１０の光学特性変化を算出する演算部として機能する。データ処理部１２２での演算結果は出力部１２４から出力可能であり、また、データ記憶部１２３に記憶させることもできる。
【０１１８】
本発明のセンサは、図７に示すように、試料接触部１１０の設けられた光導波路を、センサから着脱可能な構成とすることが可能である。図７は、光導波路１１２の先端をなすチップ１１３が、接続部材１１１によって光導波路１１２に接続されている。このような構成とすることにより、センサを使い捨てのチップ式とすることができる。こうすることにより、検出、探索したい分子に応じて、その分子に対して選択的に吸着または結合する検出物質Ａを備えたチップ１１３を選択し、接続部材１１１により光導波路１１２の一部として接続することが容易となる。
【０１１９】
また、通常、被検物質と検出成分の吸着または結合を用いた検出方法においては、使用済みのセンサを洗浄することによって被検物質を除去することが困難であった。したがって、センサを再度の検出に用いることは、特に成分が微量である場合、極めて困難であった。これに対し、図７のセンサにおいては、チップ１１３の構成を採用することにより、センサの洗浄が不要となるため、検出の精度および感度が高く、かつ簡便な操作で測定を行うことができる。
【０１２０】
さらに、センサをチップ式とすることによって、多数の試料を測定する必要がある場合にも操作が簡便となる。図１２および図１３は、多数の試料を同時に測定するセンサの構成の一例を示す図である。図１２に示すように、マイクロタイタープレートなどの各ウェル１３４にそれぞれ異なるサンプルを注入する。試料の数に等しい数のチップ１３３を、コネクタ１３２を介して、光ファイバー１３１と接続する。こうすることにより、図１３に示す構成のセンサが得られる。図１３のセンサのチップ１３３を各ウェル１３４に浸漬することにより、検出物質に対して選択的に吸着または結合する被検物質を一度に短時間でスクリーニングすることができる。したがって、微量の生理活性物質の作用機構を知るための、被検物質に対するレセプターのスクリーニングや、試料中の被検物質の検出、定量などを容易に行うことができる。
【０１２１】
また、図７のセンサは、チップ１１３が小型であるため、一つの試料液体中に、複数のチップ１１３を同時に浸漬し、複数の被検物質を同時に測定することもできる。
【０１２２】
なお、チップ式のセンサを用いず、試料接触部１１０を流路中に設けた場合についても、複数の試料について連続的な計測が可能である。このような装置の例を図１４に示す。図１４のセンサは、流路壁１３５によって遮光された流路１３６中に、光導波路が設けられ、その一部に試料接触部１１０が設けられたセンサである。図１４のセンサを用いて被検物質を含む複数の試料に対して測定を行う場合、流路１３６へ１番目の試料を流し、測定を行った後、検出物質から被検物質を洗浄除去し、次いで緩衝液等に置換した後、２番目の試料について測定を行う。同様のステップを繰り返すことにより、複数の試料について測定を行うことができる。なお、被検物質の洗浄除去方法には、たとえば高濃度の塩溶液を流路１３６に流す方法など、アフィニティークロマトグラフィーで洗浄、溶離に用いることができる方法を採用することができる。
【０１２３】
以上、検出物質と、被検物質との選択的な吸着または結合による屈折率変化を測定する例について説明したが、試料接触部１１０に被検物質が吸着または結合したときの発色、発光、変色、脱色または消光を検知する構成とすることもできる。
【０１２４】
たとえば、被検物質がチロシン、トリプトファン、またはフェニルアラニンを含むタンパク質である場合、これらが選択的に吸着または結合することによって、試料接触部１１０は、チロシン、トリプトファン、またはフェニルアラニン由来の、通常２６０ｎｍ〜２８０ｎｍの波長の光を吸収するようになる。したがって、たとえば図４（ｂ）に示す構成のセンサにおいて、光源１０５から２８０ｎｍの光を入射することによって、試料液体中の、被検物質を検出することができる。
【０１２５】
また、吸光度変化以外にも、検出物質と、被検物質との選択的な吸着または結合によって、蛍光強度等が変化する場合、その変化を検出することが可能である。たとえば、Ｆｕｒａ　２（同仁化学研究所社製）のように、カルシウムイオン濃度に応じて蛍光強度が変化するプローブを光導波路に固定化することにより、試料中のカルシウムイオン濃度の変化を検出することができる。
【０１２６】
なお、発色、発光、変色、脱色または消光を用いて被検物質を検出する場合においても、たとえば図２（ａ）および図２（ｂ）に示すように、試料接触部１１０は光導波路の外周面に設けることにより、試料接触部１１０を光導波路の端面に設けた場合に比べ、試料接触部１１０の表面積を大きくすることができる。よって、検出感度を向上させることができる。また、光導波路は、検出に利用する波長領域に吸収特性等を持たない材料を選択することが好ましい。たとえば、上記のアミノ酸由来の吸光を用いた検出の場合には、石英ガラス製の光導波路などが好ましく用いられる。
【０１２７】
次に、タイプＩのセンサを用いた分析システムについて説明する。図４１は、分析システムの構成の一例を示す図である。図４１の分析システムは、試料中の被検物質を分析する。試料、たとえば血清や血漿など、が試料導入部に導入されると、溶液駆動部は、条件設定部で指定された量の試料を本件のセンサに送液する。本件のセンサは、たとえば図１４の構成を採用することができる。また、センサをチップ式とするか否かも、適宜選択される。本件のセンサを図１４のセンサとした場合、試料中の被検物質を検出し、必要に応じて結果の出力、記憶等を行った後、溶液駆動部は、条件設定部で指定された種類と量の洗浄剤、たとえば高濃度塩溶液、面活性剤、通常のバッファー等を指定された間隔で本件のセンサに送り、試料を廃液溜めに排出するとともに、試料接触部１１０、流路１３６等を洗浄する。
【０１２８】
このような分析システムにより、被検物質の検出効率がさらに向上される。したがって、臨床検査システムに適用すれば、たとえばアイソザイム分析を実行することが可能となる。
【０１２９】
なお、図４１の分析システムにおいて、溶液駆動部と本件のセンサとの間に、ゲルろ過カラムなどの分離デバイスを含むクロマト部を設置してもよい。この構成を図４２（ａ）に示す。このような構成とすることにより、たとえばアイソザイム分析を実行することが可能となる。
【０１３０】
また、溶液駆動部と本件のセンサとの間に、反応部を設置することもできる。図４２（ｂ）は、この構成を示す図である。反応部では、溶液駆動部から送られた試料と、必要な試薬を混合して一定の時間反応させる。反応部にて反応させた試料は、本件のセンサに送られる。反応部で行われる反応として、たとえばタンパク質に付着している糖鎖を酵素で消化して取り除く反応、試料として細胞破壊産物が選ばれた際に、細胞膜に結合している脂質を界面活性剤や脂質分解酵素で溶解して取り除き、膜タンパク質を得る反応、などとすることができる。また反応部に必要な試薬を保持し、供給するための試薬保持部を接続してもよい。
【０１３１】
さらに、本件のセンサを図１４のように流路中に設けた場合、試料接触部１１０の表面に吸着した被検物質を、検出後に回収する構成とすることもできる。この構成を図４２（ｃ）に示す。図４２（ｃ）では、廃液溜めの他にさらに被検物質回収部を設ける。まず試料接触部１１０を通常のバッファー等で洗浄する。次に、被検物質回収用の高濃度塩溶液等を流し、被検物質を被検物質回収部へと導く。そして、通常の洗浄操作を行い、洗浄液を廃液溜めに導く。このようにすると、試料接触部１１０に吸着または結合した被検物質を再度溶液中に遊離させ、回収することができる。
【０１３２】
次に、図４に示すセンサの製造方法について説明する。
【０１３３】
まず、試料接触部１１０となる光導波路の表面、図４においてはクラッド１０２を除去したコア１０１の表面に検出物質を固定し、試料接触部１１０を設ける。なお、試料接触部１１０は、光導波路の外周面に直接または非金属材料を介して設けられた構成とする。
【０１３４】
光導波路のクラッド１０２を除去する方法として、レーザー光照射によるコア１０１の表出や、エッチングなどの方法などを用いることができる。また、光導波路の作製時に、コア１０１の露出部を設けることができる。たとえば、凹部を有するクラッド１０２を形成し、得られた凹部に、コア１０１となるモノマー溶液を流し込み、光重合することにより、コア１０１を形成する。そして、コア１０１の上面に、試料接触部１１０となる一部を残して、クラッド１０２となるモノマー溶液を流し込み、光重合を行うと、一部にコア１０１が露出した板状の光導波路を得ることができる。
【０１３５】
また、光導波路表面への検出物質の固定化方法として、たとえば、物理的吸着法、共有結合法、などの方法を用いることができる。
【０１３６】
物理的吸着法を用いる場合、たとえば検出物質の単分子膜を作製し、光導波路表面に吸着させることができる。
【０１３７】
また、共有結合法を用いる場合、光導波路表面に表面改質を施し反応性の官能基や活性基を導入し、検出物質を含む溶液とこの光導波路とを接触させ、光導波路表面に検出物質を結合させることができる。光導波路の表面改質方法は、目的に応じ適宜選択することができるが、たとえば、プラズマ処理や、イオンビームによる処理、電子線処理、などを用いることができる。このとき、光導波路の表面にスペーサー分子を固定化し、スペーサー分子と検出物質とを結合させることもできる。
【０１３８】
また、石英系ガラス製の光導波路などを用いる場合、この表面に検出物質を化学的に結合させるために、シランカップリング剤などのカップリング剤を用いることができる。カップリング剤を用いる場合、光導波路の表面にカップリング剤を塗布した後、カップリング剤のもつ有機官能基と検出物質とを結合させる。このとき、たとえば検出物質のチオール基や、アミノ基、カルボキシル基、アルデヒド基、水酸基等を利用することができる。また、カルボジイミド法などの縮合試薬を用いる方法や、チオールカップリング法を用いてもよい。必要に応じてＮ−ヒドロキシスクシンイミドなどの活性化剤を用いてもよい。また、被検物質を予めビオチン化しておけば、光導波路表面にアビジンまたはストレプトアビジンを固定化し、ビオチンとアビジンとの相互作用により被検物質を選択的に吸着させることができる。
【０１３９】
光導波路への検出物質の固定密度は、被検物質が検出物質と結合できる程度に十分に密であることが好ましい。こうすることにより、試料中に含まれる他の物質が、光導波路表面に非選択的に吸着または結合することを抑制することができる。
【０１４０】
さらに、試料接触部１１０の作製方法として、検出物質を固定化する方法にかわり、分子インプリンティング法を用いて、被検物質が結合できる鋳型ポリマー層を光導波路表面に設けることもできる。
【０１４１】
分子インプリンティング法では、目的分子にあわせてテーラーメイド的にそれを認識する高分子材料を一段階で合成する方法で、具体的には以下のようにして行う。まず、目的分子を鋳型として、機能性モノマーを共有結合または非共有結合により結合させ、鋳型分子−機能性ポリマー複合体を形成させる。ここで、機能性モノマーとして鋳型分子と結合可能な官能基と、ビニル基などの重合可能な基を有する２官能性以上のモノマーを用いることができる。次に、鋳型分子−機能性モノマー複合体を含む溶液に、架橋剤と重合開始剤を加え、光導波路の外周面にて重合反応を行う。そして、鋳型分子を、たとえば酵素分解などにより、重合したポリマーから分解除去する。すると、得られたポリマーには、鋳型分子との特異的結合部位が形成される。
【０１４２】
また、本実施形態のセンサを図４（ａ）の構成とした場合、反射部１０４を設ける。これは、たとえば光導波路の端面に反射部材を接着したり、金属を蒸着したりする方法により行うことができる。
【０１４３】
以上により試料接触部１１０の設けられた光導波路に光を入射させることができるよう光源１０５を接続し、また受光部１０６を図４（ａ）または図４（ｂ）のように設置する。
【０１４４】
そして、図９に示すように、光源１０５と光源制御部１２１とを接続し、受光部１０６とデータ処理部１２２とを接続する。光源制御部１２１とデータ処理部１２２とを接続し、データ処理部１２２はデータ記憶部１２３および出力部１２４と接続する。
【０１４５】
［タイプＩＩのセンサ］
次に、タイプＩＩのセンサに係る発明について説明する。タイプＩＩのセンサは、基板の表面に試料接触部を設け、これをチップとすることにより、被検物質の定量や、親和力の解析などを行うセンサである。
【０１４６】
図２３は、本実施形態に係るセンサの測定原理について説明する図である。図２３は、タイプＩのセンサにおける図８に対応する図であり、図８におけるコア１０１が図２３における基板１５７に対応している。
【０１４７】
図２３において、試料接触部１１０は基板１５７の表面に設けられている。試料接触部１１０の外部には、水（屈折率１．３３３４）が存在する。タイプＩのセンサにおいて図３、図６を用いて前述したように、試料接触部１１０には、被検物質に選択的に吸着または結合する検出物質を含んでもよい。たとえば、図１８は試料接触部１１０に検出物質Ａが固定化された基板１５７を示す。図１８（ａ）、図１８（ｂ）は、タイプＩのセンサにおける図３（ａ）、図３（ｂ）にそれぞれ対応している。検出物質Ａを用いることにより、タイプＩＩのセンサにおいても精度、感度を向上させることができる。
【０１４８】
図２３においても、図８と同様に、基板１５７と試料接触部１１０との界面を第１の界面１４９と呼び、試料接触部１１０と水との界面を第２の界面１５１とする。基板１５７に外部から光が角度θで入射する場合、タイプＩのセンサと同様に、上記式（１）〜式（５）を適用することができる。被検物質の濃度変化に応じてθとＲとの関係についてシミュレーションを行うと、図１７、図１９、図２５〜図２９と同様の結果が得られる。したがって、タイプＩＩのセンサでは、基板１５７に入射する光の角度θを変化させることにより、被検物質の濃度を定量することができる。
【０１４９】
試料接触部１１０に被検物質が選択的に吸着または結合することによる試料接触部１１０における濃縮効果により十分な屈折率変化が得られるという原理は、タイプＩのセンサと同様である。また、タイプＩのセンサにおいて図３、図６、図１０を用いて説明したように、タイプＩＩのセンサにおいても、試料接触部１１０に被検物質が吸着または結合することにより、基板１５７における光の閉じこめ率が変化するため、反射率Ｒが変化する。したがって、タイプＩＩのセンサにおいても、試料接触部１１０への被検物質の選択的な吸着または結合により十分な屈折率変化が得られるため、この屈折率変化にともなう第２の界面１５１における反射光または透過光の変化を測定することにより、被検物質を精度、感度よく定量することができる。なお、タイプＩＩのセンサにおいても、被検物質の吸着または結合に伴う屈折率変化が小さい場合、２次抗体を利用したり、競合反応を応用して用いることにより、屈折率変化を増加させることができるため、センサの感度を向上させることができる。
【０１５０】
基板１５７には、タイプＩのセンサにおいてコア１０１に用いる材料と同様の材料を用いることができる。無機物質、有機物質のいずれでもよく、たとえばポリメチルメタクリレート（ＰＭＭＡ）、フッ素化ポリイミド、ポリシラン、エポキシ樹脂、石英系ガラス、などを用いることができる。このうち、石英系ガラスや、ＰＭＭＡ（ポリメチルメタクリレート）、ＰＥ（ポリエチレン）、ＰＰ（ポリプロピレン）などの透明樹脂材料等が好ましく用いられる。
【０１５１】
図１５（ａ）は、チップ１４１とホルダ１４３とを含むセンサ部１５９である。図１５（ｂ）、図１５（ｃ）は、図１５（ａ）のＡ−Ａ’方向の断面図である。図１５（ｂ）、図１５（ｃ）に示すように、チップ１４１は、板状の光導波路である基板１５７表面に試料接触部１１０が形成されている。基板１５７への試料接触部１１０の形成には、前述の方法を用いることができる。また、ホルダ１４３には、流路１４５、流路１４７が設けられ、流路系が形成されている。
【０１５２】
図２４は、タイプＩＩのセンサに用いるセンサ部１５９の構成を示す図である。図２４のセンサ部１５９では、基板１５７がテーパ状に成形されている。また、基板１５７のテーパに対応した形状にホルダ１４３が成形されている。センサ部１５９の構成をこのようにすることにより、ホルダ１４３へのチップ１４１の装着が確実になるため、測定精度を向上させることができる。
【０１５３】
図１６は、図１５のセンサ部１５９を用いたセンサの構成を説明するための図である。チップ１４１のセットされたホルダ１４３を、マイクロ流路系１５３にセットし、試料液体を流路系に流すことにより、試料接触部１１０に試料液体が接触する。基板１５７に、光源１０５から光を照射し、反射光を受光部１０６にて検出する。光源１０５から試料接触部１１０への入射角を連続的に変化させることができるように、変角操作部（図１６では図示せず。）を設ける。変角操作部の設け方に特に制限はないが、たとえば図３０、図３１の構成とすることができる。
【０１５４】
図３０は、図１６のセンサにさらに変角操作部として、センサ部１５９の位置を制御するセンサ支持部１６１を設けた例である。センサ支持部１６１が変角操作部として機能し、センサ部１５９の位置を調節する。図３０（ａ）、図３０（ｂ）のようにセンサ部１５９の位置が変化することにより、光源１０５からの光の入射角が変化する。このとき、反射光の出射角度も変化するため、図３０においては受光部１０６に受光部支持部１６５が設けられている。通常、正反射光を受光するように受光部１０６の位置決めがなされる。
【０１５５】
また、図３１は、光源１０５に光源支持部１６３を設け、光源１０５が制御された構成の例である。図３１においては、光源１０５の位置が変化することにより、センサ部１５９への入射角が連続的に変化する。また、このとき、受光部１０６もまた光源支持部１６３により制御され、適切な位置で反射光を受光することができる。通常、正反射光を受光するように受光部１０６の位置決めがなされる。
【０１５６】
図１６のセンサを用いて、光源１０５から基板１５７への入射角を変化させることにより、試料中の被検物質の定量ができる。この原理は、図２５〜図２９、図１９を用いて前述した通りである。図２１は、図１６のセンサを用いた測定結果の一例をＳＰＲセンサ測定の場合と比較して示す図である。図２１（ａ）に示すように、図１６のセンサにおいて、基板１５７への光の入射角を変化させて、反射率Ｒを測定することにより、試料中の被検物質濃度ＣＤと、図８における第２の界面１５１すなわち試料接触部１１０および試料液体の界面における臨界角の増分との関係が得られる。一方、ＳＰＲセンサでは、金薄膜中に生じるプラズモンと入射光との共鳴によって、特定の出射角の出射光強度が低下する原理を用いている。そして、金薄膜表面に分子が存在すると、出射光の強度が低下する角度が変化するという現象に基づき、金薄膜表面の分子の量を計測するものである。図１６のセンサは、金薄膜およびその表面で起こるプラズモン共鳴は不要であるため、ＳＰＲセンサとは測定原理および構成が全く異なる。
【０１５７】
また、図１６のセンサを用いて、被検物質と検出物質との相互作用についての速度論的解析を行うこともできる。図２１（ｂ）は、被検物質濃度ＣＤの時間変化を測定した際に得られるグラフの概形の一例を示す図である。図２１（ｂ）より、グラフの直線部分の傾きが、反応速度定数ｋである。ｋを用いると、平衡状態における２分子間の解離定数Ｋ_Ｄあるいは、Ｋ_Ｄの逆数であるアフィニティー定数Ｋ_Ａを求めることができる。また、Ｋ_Ｄあるいは、各ＣＤにおける臨界角の増分の平衡値から、スキャッチャードプロットを用いて算出することもできる。
【０１５８】
このように、平板状の光導波路表面に試料接触部１１０を設けたチップ１４１を用いた図１６のセンサは、ＳＰＲ法のように、基板１５７表面に金属薄膜を設けることを必要とせず、簡易な構成である。また、タイプＩのセンサにおける図７のセンサと同様、チップ１４１を使い捨てとできるため、試料接触部１１０の洗浄が不要である。したがって、タイプＩＩのセンサにおいても、感度、精度よく被検物質を定量することができる。
【０１５９】
図４０は、図１６のセンサにおいて、受光部１０６を試料溶液側に配置した構成を示す例である。図４０のセンサでは、試料接触部１１０から試料溶液側に透過した光を受光部１０６にて検出する。したがって、図１６および図４０のセンサは、タイプＩのセンサにおける図４（ａ）、図４（ｂ）にそれぞれ対応している。タイプＩＩのセンサにおいても、図４０のように漏光を測定する構成とすることにより、試料接触部１１０から漏出した光を、受光部１０６にて直接集光し、測定することができる。この場合、図１６の構成のように、被検物質が存在しない状態での光量と、存在する状態での光量との差を計測するよりも、Ｓ／Ｎ（信号対ノイズ）比を高めることができる。
【０１６０】
なお、受光部１０６が試料接触部１１０と試料溶液との界面での反射光を検出する構成、受光部１０６が試料接触部１１０を通過した透過光を検出する構成のいずれの場合においても、タイプＩのセンサの場合と同様に、試料接触部１１０にて漏出した光を受光部１０６に導くための集光部を設けてもよい。こうすることにより、試料接触部１１０を透過した光が集光部で反射され、集光部の焦点となる位置に設置された受光部１０６に集光される。よって、センサの検出感度をより一層高めることができる。たとえば、図４０のセンサにおいては、凹面鏡１０８が設けられている。凹面鏡１０８には、たとえばパラボラ鏡面を用いることができる。
【０１６１】
以上、タイプＩＩのセンサについて、光源１０５からチップ１４１への入射角を変化させる測定法について説明した。ここで、図２３における第２の界面１５１での反射率は、入射光の波長によっても変化する。そこで以下、試料接触部１１０中の被検物質濃度を変化させた際の、入射光の波長λと第２の界面１５１での反射率Ｒとの関係について説明する。
【０１６２】
チップ１４１をＮ_ｓ＝１．４５の石英、試料溶液の屈折率を１．３３３４とし、ｄ＝１０ｎｍ、入射角θ＝１．２（ｒａｄ）と仮定した。また、被検物質をタンパク質とし、その濃度をＣＤ（ｇ／ｍｌ）とした。そして、Ｎに対応するタンパク質濃度ＣＤ（ｇ／ｍｌ）を変化させた際のλとＲとの関係について、上記式（１）〜（５）を用いたシミュレーションを行った。λは、２００ｎｍから８００ｎｍまで変化させた。
【０１６３】
図３２〜図３８は、シミュレーションの結果の一部を示す図である。図３２から図３８に向かって、ＣＤが増加している。たとえば図３５を見ると、λが臨界値を有し、この波長において反射率Ｒが著しく低下することがわかる。このラムダの臨界値を、以下透過波長λ_ｃと呼ぶ。図３２〜図３８を比較すると、λ_ｃは、ＣＤの増加と共に長波長側にシフトし、またＣＤが大きいほどλ＞λ_ｃにおける反射率が低いことがわかる。
【０１６４】
そして、図３２〜図３８の結果をまとめると、図３９に示すグラフが得られる。図３９は、ＣＤとλ_ｃとの関係を示す図である。図３９より、試料接触部１１０に吸着または結合した被検物質の濃度により、λ_ｃは大きく変化している。試料接触部１１０に被検物質が吸着または結合すると、試料接触部１１０において被検物質の濃縮がおこり、試料接触部１１０の屈折率が変化する。すると、第２の界面１５１における透過波長λ_ｃが増加するため、入射波長λが大きい光は第２の界面１５１で全反射することができず、透過することになる。したがって、この反射率変化を検出することにより、被検物質の検出が可能となる。
【０１６５】
なお、図３９のように、ＣＤとλとの関係を用いて被検物質を検出する場合、試料接触部１１０においてＣＤが０．４ｇ／ｍｌ以上に濃縮されることが好ましい。すなわち、試料中の被検物質濃度が比較的高いことが好ましい。ＣＤを０．４ｇ／ｍｌ以上とすることにより、λ_ｃをチップ１４１自体の吸収波長より大きくすることができるため、精度よく測定することができる。
【０１６６】
タイプＩＩのセンサを用いた検出、測定として、たとえば、
（ｉ）試料中の、被検物質の検出
（ｉｉ）検出物質に対して選択的に吸着または結合する未知物質のスクリーニング、
（ｉｉｉ）一つの試料に対して、複数の検出物質に対する被検物質の同時検出、
（ｉｖ）試料中の、被検物質の定量、
（ｖ）被検物質と検出物質との親和性解析（結合定数の算出等）、
などが可能である。また、（ｖ）の測定を用いると、プロテオミクスなどへの応用も可能である。
【０１６７】
これらの検出、測定等を行う際に、試料接触部１１０に備える検出物質と被検物質は、タイプＩのセンサと同様に、選択的に吸着または結合する組み合わせから選択される。このような組み合わせとして、たとえば、
（ａ）リガンドとレセプター、
（ｂ）抗原と抗体、
（ｃ）酵素と基質、酵素と基質誘導体、または酵素と阻害剤、
（ｄ）糖とレクチン、
（ｅ）ＤＮＡ（デオキシリボ核酸）とＲＮＡ（リボ核酸）、またはＤＮＡとＤＮＡ、
（ｆ）タンパク質と核酸
の組み合わせを用いることができる。それぞれの組み合わせにおいて、任意の一方が検出物質となり、他方が被検物質となる。
【０１６８】
（ａ）の場合、ステロイドなどのホルモン、神経伝達物質などの生理活性物質、薬物、その他の血中因子、インシュリンレセプターなどの細胞膜レセプター、あるいは上記レセプターに対して親和性を有するタンパク質、糖タンパク質、糖脂質、または低分子物質など、を用いることができる。
（ｂ）の場合、抗原は、いわゆるハプテンなどの低分子物質であっても、タンパク質などの高分子物質であってもよい。抗原の例として、たとえば、ＨＣＶ抗原や、ＣＥＡ、ＰＳＡなどの腫瘍マーカー、さらに、第５の実施形態で後述するように、ヒト免疫不全ウイルス（ＨＩＶ）、異常プリオン、アルツハイマー症に特有のタンパク質等を用いることができる。
（ｃ）の場合、たとえばインフルエンザウイルスであるノイラミニザーゼとその阻害剤候補、ＨＩＶウイルスの逆転写酵素とその阻害剤候補、またはＨＩＶプロテアーゼとその阻害剤候補等の組み合わせとすることができる。
（ｄ）の場合、たとえばＮ−アセチル−Ｄ−グルコサミンと小麦胚レクチン、あるいはコンカナバリンＡ（ＣｏｎＡ）とＣｏｎＡレセプター糖タンパク質等の組み合わせを用いることができる。
（ｅ）の場合、変異したＤＮＡと、変異したＤＮＡに対する相補的ＤＮＡなどを用いることができる。
また、（ｆ）の場合、たとえばＤＮＡ結合タンパク質とＤＮＡなどの組み合わせを用いることができる。
【０１６９】
なお、タイプＩＩのセンサにおいても、タイプＩのセンサと同様、被検物質が検出物質に選択的に吸着または結合すればよく、吸着または結合の後、被検物質の発光、発色は必要とされないため、発光や発色のない試料も定量することができる。
【０１７０】
タイプＩＩのセンサにおいて、被検物質は、タイプＩのセンサと同様、試料接触部１１０において、基板１５７の表面に物理的あるいは化学的に固定化された構成とすることができる。固定化方法についても、タイプＩのセンサと同様の方法を採用することができ、図５を用いて前述したように、スペーサーを用いてもよい。
【０１７１】
図２２は、図１６のセンサを用いた装置構成の一例を示す図である。図２２に示すように、ホルダ１４３はマイクロ流路系１５３に接続されている。マイクロ流路系１５３には、試料溶液および流路洗浄用の緩衝液等の流路が設けられており、送液系１５５に接続されている。多数の試料を測定する場合、マイクロ流路系１５３にオートサンプラーを接続してもよい。また、光源１０５は、チップ１４１に光を入射させる位置に設ける。光源１０５は、たとえば角度可変なレーザー光源とする。また、光源１０５に前述の変角操作部を設けてもよい。光源１０５およびデータ処理部１２２に接続された光源制御部１２１は、光源１０５からの出射光の強度や、波長を調節する。また、チップ１４１からの反射光を検出する位置に、受光部１０６を設ける。受光部１０６には、タイプＩのセンサと同様のものを用いることができる。このとき、受光部１０６への集光を確実にするため、必要に応じて凹面鏡１０８を設けてよい。凹面鏡１０８には、たとえばパラボラ鏡面を用いることができ、受光部１０６が凹面鏡１０８の焦点となる位置に設置されることが好ましい。
【０１７２】
得られたセンサのマイクロ流路系１５３に試料を流す。試料接触部１１０に試料が接触した際に、試料中の被検物質の量に応じて試料接触部１１０の屈折率が変化する。すると、チップ１４１からの出射光強度が変化するため、これを受光部１０６にて検出する。また、受光部１０６で検知された光の強度に応じて、データ処理部１２２で処理を行い、濃度や、結合定数などの値が算出される。たとえば、光源１０５からチップ１４１への入射角を変化させて測定を行うと、図２１を用いて前述したように、入射角と受光部１０６で検出される光の強度変化との関係がデータ処理部１２２によって解析される。データ処理部１２２での処理結果は、データ記憶部１２３に記憶される。また、試料接触部１１０における光学特性の変化を、出力部１２４から出力することができる。
【０１７３】
なお、図４０のセンサを用いた装置構成も、図２２と同様とすることができる。この場合は前述のように、受光部１０６にて試料接触部１１０を通過した透過光強度を検出する。
【０１７４】
このように、タイプＩＩのセンサは、被検物質の定量や、検出物質との相互作用の解析を、簡便に精度、感度よく行うことができる。
【０１７５】
以上、検出物質と、被検物質との選択的な吸着または結合による屈折率変化を測定する例について説明したが、上記のセンサにおいては、タイプＩのセンサと同様、試料接触部に被検物質が吸着または結合したときの発色、発光、変色、脱色または消光を検知する構成とすることもできる。
【０１７６】
たとえば、被検物質がチロシン、トリプトファン、またはフェニルアラニンを含むタンパク質である場合、これらが選択的に吸着または結合することによって、試料接触部１１０は、チロシン、トリプトファン、またはフェニルアラニン由来の、通常２６０ｎｍ〜２８０ｎｍの波長の光を吸収するようになる。したがって、たとえば図２４に示す構成のセンサにおいて、光源１０５から２８０ｎｍの光を入射することによって、試料液体中の、被検物質を検出することができる。
【０１７７】
また、吸光度変化以外にも、検出物質と、被検物質との選択的な吸着または結合によって、蛍光強度等が変化する場合、その変化を検出することが可能である。たとえば、Ｆｕｒａ　２（同仁化学研究所社製）のように、カルシウムイオン濃度に応じて蛍光強度が変化するプローブを光導波路に固定化することにより、試料中のカルシウムイオン濃度の変化を検出することができる。
【０１７８】
なお、発色、発光、変色、脱色または消光を用いて被検物質を検出する場合基板１５７には、検出に利用する波長領域に吸収特性等を持たない材料を選択することが好ましい。たとえば、上記のアミノ酸由来の吸光を用いた検出の場合には、石英ガラス製の基板１５７などが好ましく用いられる。
【０１７９】
次に、タイプＩＩのセンサを用いた分析システムについて説明する。図４１は、分析システムの構成の一例を示す図である。図４１の分析システムは、試料中の被検物質を分析することができ、タイプＩのセンサ同様、タイプＩＩのセンサにも適用することができる。試料、たとえば血清および血漿など、が試料導入部に導入されると、溶液駆動部は、条件設定部で指定された量の試料を本件のセンサに送液する。本件のセンサは、タイプＩＩのセンサであれば特に限定されないが、たとえば図２４の構成を採用することができる。また、センサをチップ式とするか否かも、適宜選択される。本件のセンサを図２４のセンサとした場合、試料中の被検物質を定量し、必要に応じて結果の出力、記憶等を行った後、溶液駆動部は、条件設定部で指定された種類と量の洗浄剤、たとえば高濃度塩溶液、面活性剤、通常のバッファー等を指定された間隔で本件のセンサに送り、試料を廃液溜めに排出するとともに、流路１４５、流路１４７等を洗浄する。なお、本件のセンサがチップ式でない場合には、試料接触部１１０も洗浄される。
【０１８０】
このような分析システムにより、被検物質の検出効率がさらに向上される。したがって、臨床検査システムに適用すれば、たとえばアイソザイム分析を実行することが可能となる。
【０１８１】
なお、図４１の分析システムにおいて、溶液駆動部と本件のセンサとの間に、ゲルろ過カラムなどの分離デバイスを含むクロマト部を設置してもよい。この構成を図４２（ａ）に示す。このような構成とすることにより、たとえばアイソザイム分析を実行することが可能となる。
【０１８２】
また、溶液駆動部と本件のセンサとの間に、反応部を設置することもできる。図４２（ｂ）は、この構成を示す図である。反応部では、溶液駆動部から送られた試料と、必要な試薬を混合して一定の時間反応させる。反応部にて反応させた試料は、本件のセンサに送られる。反応部で行われる反応として、たとえばタンパク質に付着している糖鎖を酵素で消化して取り除く反応、試料として細胞破壊産物が選ばれた際に、細胞膜に結合している脂質を界面活性剤や脂質分解酵素で溶解して取り除き、膜タンパク質を得る反応、などとすることができる。また反応部に必要な試薬を保持し、供給するための試薬保持部を接続してもよい。
【０１８３】
さらに定量後、試料接触部１１０の表面に吸着した被検物質を回収する構成とすることもできる。図４２（ｃ）は、この構成を示す図である。この場合、廃液溜めの他にさらに被検物質回収部を設ける。まず試料接触部１１０を通常のバッファー等で洗浄する。次に、被検物質回収用の高濃度塩溶液等を流し、被検物質を被検物質回収部へと導く。そして、通常の洗浄操作を行い、洗浄液を廃液溜めに導く。このようにすると、試料接触部１１０に吸着または結合した被検物質を再度溶液中に遊離させ、回収することができる。
【０１８４】
以下、本発明の実施の形態についてさらに詳細に説明する。第１の実施形態〜第７の実施形態は、タイプＩのセンサに関し、第８の実施形態はタイプＩＩのセンサに関する。
【０１８５】
（第１の実施形態）
図９および図１０は、本実施形態に係るセンサの構成を示す図である。
【０１８６】
光導波路として、石英製光ファイバーを用いる。光ファイバーのコア１０１の直径は、たとえば７μｍ、長さはたとえば３００ｃｍとする。光ファイバーの一方の端面および側面の一部に、炭酸ガスなどのレーザーを照射して、クラッド層を除去し、図２（ａ）のようにコア１０１の露出部を設ける。コア１０１の露出部の長さは、たとえば０．５ｃｍ以上５ｃｍ以下とする。得られた光導波路を、図９に示すように、光源１０５、受光部１０６、凹面鏡１０８に接続する。たとえば、白色光源の端子に、光導波路の他端を接続する。試料接触部１１０からの漏光を集光できるようにパラボラ鏡面などの凹面鏡１０８を配置し、その焦点に受光部１０６を設ける。そして、光源制御部１２１、データ処理部１２２、データ記憶部１２３、出力部１２４を設ける。
【０１８７】
こうして得られるセンサは、試料接触部１１０の設けられた光ファイバーの先端部分を試料に浸漬すればよく、試料に対する特別な前処理等を必要としないため、操作が簡便である。このセンサを用いて、たとえば溶液中のタンパク質濃度を測定することができる。また、コア１０１への吸着特性の差違に基づき、試料中の変性タンパク質や変異タンパク質を検出に利用することもできる。
【０１８８】
（第２の実施形態）
図３は本実施形態に係るセンサの構成を示す図である。本実施形態は、リガンドを検出物質として光導波路表面に固定化し、リガンドに対するレセプターあるいは酵素を被検物質するセンサに関する。被検物質Ａ’がレセプターである場合、たとえばインシュリンレセプター、コルチコステロイドホルモンレセプターなどの検出が、酵素の場合ＨＩＶプロテアーゼ、ノイラミニダーゼなどの検出が可能である。検出物質Ａとなるリガンドとしては、これらのレセプターに対するリガンド、合成ペプチド等を用いる。
【０１８９】
図９に、このセンサの概略構造を示す。このセンサでは、光導波路として、石英製光ファイバーを用いる。光ファイバーのコア１０１の直径は、たとえば７μｍ、長さはたとえば２００ｃｍとする。光ファイバーの一方の端面および側面の一部に、炭酸ガスなどのレーザーを照射して、クラッド層を除去し、図２（ａ）のようにコア１０１の露出部を設ける。コア１０１の露出部の長さは、たとえば０．５ｃｍ以上５ｃｍ以下とする。
【０１９０】
以下、リガンドのカルボキシル基を用いる場合を例に、リガンドの光ファイバーへの固定化法について説明する。コア１０１の露出部を、−ＮＨ_２基を有するシランカップリング剤の水溶液に浸漬する。シランカップリング剤の濃度は、たとえば０．１％以上２．０％以下とする。シランカップリング剤により表面処理されたコア１０１の露出部に、たとえばカルボジイミド法など、縮合試薬を用いた方法によりインシュリンを固定化する。必要に応じて、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドなどの活性化剤を併用してもよい。シランカップリング剤の−ＮＨ_２基と、リガンドのカルボキシル基とが結合する。こうして、リガンドが固定化された層を試料接触部１１０とする光ファイバーが得られる。
【０１９１】
得られた光ファイバーを、図９のように、光源１０５、受光部１０６、凹面鏡１０８に接続する。たとえば、白色光源の端子に、光導波路の他端を接続する。試料接触部１１０からの漏光を集光できるようにパラボラ鏡面などの凹面鏡１０８を配置し、その焦点に受光部１０６を設ける。そして、光源制御部１２１、データ処理部１２２、データ記憶部１２３、出力部１２４を設ける。
【０１９２】
以上のようにして得られるセンサは、試料接触部１１０の設けられた光ファイバーの先端部分を試料に浸漬すればよく、試料に対する特別な前処理等を必要としないため、操作が簡便である。また、このセンサでは、試料接触部１１０からの漏光を直接検出するため高感度、高精度で検出を行うことができる。また、センサ外部からの光を遮光し、被検物質が存在しない状態での漏光を略ゼロとすることにより、被検物質が試料接触部に吸着または結合することによって得られた漏れ光の大きさを直接検出することが可能となる。この場合、被検物質が存在しない状態での光量と、存在する状態での光量との差を計測するよりも、Ｓ／Ｎ（信号対ノイズ）比を高めることができるため、検出精度、感度をより一層向上する。たとえば、図１１に示す構成では、光ファイバーに鍔状の遮光部１３８を設けており、円筒形のセルにセットした際、セル内に迷光が入らないようにしている。
【０１９３】
本実施形態のセンサは、微量な試料中のレセプターまたは酵素を検出することができるため、たとえばリセプターの作用を発動したり、阻害したりする物質の探索などに対し効果的である。
【０１９４】
（第３の実施形態）
本実施形態は、被検物質が抗体の場合に、これに対する抗原性物質を検出物質とするセンサに関するものである。検出物質となる抗原性物質には、たとえばＣＡ１２５やＣＥＡなどの腫瘍マーカーや、ＨＩＶウイルス抗原、Ｑ熱リケッチアの抗原などの病原体抗原を用いる。図４（ａ）に、このセンサの概略構造を示す。
【０１９５】
第２の実施形態と同様に、石英製の光ファイバーを光導波路として用いる。光ファイバーの端部から離れた位置に、レーザー照射によって図２（ｂ）のようにコア１０１の露出部を設ける。得られたコア１０１の露出部に、第２の実施形態と同様にして、図３（ａ）のように抗原性物質を吸着させる。なお、シランカップリング剤の官能基は、抗原性物質に構造に合わせ、適宜選択する。これを、目的物質検出用のチップとして用いる。なお、光ファイバーの端面には反射部１０４を設ける。
【０１９６】
図４（ａ）のように、光源１０５、受光部１０６、ハーフミラー１０７の設けられたセンサに、得られたチップを接続する。そして、試料接触部１１０を試料溶液に浸漬し、光源１０５から光導波路に光を入射する。光源１０５からの出射光は試料接触部１１０に到達し、反射部１０４にて反射した後、ハーフミラー１０７を経て受光部１０６に達する。受光部１０６では、２８０ｎｍの光を検知する。試料溶液が目的の抗体を含む場合、試料接触部１１０に抗体が選択的に吸着することによって、抗体中のチロシン、トリプトファン、またはフェニルアラニンにより２８０ｎｍの波長の光を吸収するようになるため、受光部１０６にて検知される光の強度が減少する。したがって、試料中の抗体の有無を容易に検出することができる。
【０１９７】
なお、本実施形態のセンサは、試料中の抗体を検出しているが、抗原性物質を検出するためのセンサについては、第５の実施形態において後述する。
【０１９８】
また、本実施形態において、被検物質と検出物質との組み合わせが、フルオレセインと抗フルオレセイン抗体との組み合わせや、ジニトロフェノール（ＤＮＰ）と抗ＤＮＰ抗体との組み合わせのように、複合体を形成することによって蛍光の消光が起こる組み合わせの場合、これを用いて検出することも可能である。たとえば、これらの組み合わせを用いて、抗原抗体反応の阻害または促進作用のある物質の探索を行うことができる。
【０１９９】
また、試料溶液中の目的とする抗体の有無を、屈折率変化によって検出することもできる。吸光度変化と屈折率変化とを複合的に用いることにより、検出精度をさらに向上させることができる。屈折率変化によって検出する場合には、ＥＬＩＳＡ法で行われているように、被検物質に対する抗体を２次抗体として用いることにより、屈折率変化を増強可能である。被検物質（１次抗体）を含む試料を試料接触部１１０に接触させる。その後、２次抗体を含む液体にさらに浸漬し、被検物質と２次抗体の複合体を形成させる。この場合にも、ＥＬＩＳＡ法とは異なり、２次抗体を酵素標識する必要がない。このため、簡便な操作でセンサの感度を増強可能である。
【０２００】
（第４の実施形態）
第３の実施形態に記載のセンサにおいて、光ファイバーのコア露出部表面に抗原を固定化する際に、図５（ｂ）に示すようにスペーサー１０９を設ける構成とすることができる。
【０２０１】
光導波路として、第２の実施形態と同様の石英製光ファイバーを用いる。この端部に、第２の実施形態と同様にして、コア露出部を設け、コア露出部を、−ＮＨ_２基を有するシランカップリング剤を用いて表面処理する。次に、コア露出部に、スペーサーを結合させる。スペーサーとして、たとえばＥＧＤＥ（エチレングリコールジグリシジルエーテル）を用いる。スペーサーの結合は、たとえばｐＨ１１のＮａＯＨ溶液に大過剰のＥＧＤＥを加え、たとえば３０℃にて攪拌する。この溶液にコア露出部を浸漬し、たとえば２４時間反応させる。
【０２０２】
スペーサーの末端のエポキシ基を用いて、抗原を固定化する。このとき、たとえば−ＳＨ基、−ＯＨ基、−ＮＨ_２を含む抗原液体と、スペーサーの設けられたコア露出部とを、アルカリ条件下で接触させる。
【０２０３】
このようにして得られた試料接触部１１０の端面に反射部を設ける。そして、第３の実施形態と同様にして、センサを作製する。本実施形態のセンサは、抗原とコア露出部との間にスペーサーが設けられているため、抗原と抗体の複合体の形成が容易になる。したがって、より高感度のセンサが得られる。
【０２０４】
（第５の実施形態）
本実施形態のセンサは、被検物質に対する抗体が検出物質として光導波路に固定化されたものである。光導波路として、たとえば第３の実施形態に記載のものを用いる。また、固定化方法は、第２または第３の実施形態に記載の方法などを用いる。
【０２０５】
このようなセンサは、各種診断に利用可能である。たとえば、抗ヒト免疫不全ウイルス（ＨＩＶ）抗体、異常プリオン（ＰｒＰＳｃ）に対する抗体、βアミロイドまたはｐ９７タンパク質に対する抗体、を試料接触部に設けることにより、それぞれＨＩＶ、狂牛病、アルツハイマー症、の迅速な診断や、これらの作用機序の解明が可能となる。他にも、妊娠検査キット等に応用することが可能である。
【０２０６】
なお、本実施形態では、被検物質と検出物質が図６に示す構成となっている。したがって、より感度を向上させるために、ＥＬＩＳＡ法で行われているように、被検物質Ｂ’に対する抗体を２次抗体として用い、試料接触部１１０を試料に接触後、２次抗体を含む液体にさらに浸漬し、被検物質Ｂ’と２次抗体の複合体を形成させることもできる。この場合にも、ＥＬＩＳＡ法とは異なり、２次抗体を酵素標識する必要がない。このため、検出操作が簡便である。
【０２０７】
（第６の実施形態）
本実施形態に係るセンサは、ＤＮＡの点突然変異等の変異を検出するためのものである。Ｃ型肝炎ウイルス遺伝子、Ｂ型肝炎ウイルス遺伝子等の形質に関与する遺伝子で癌化に伴い変異するものや、Ｋ−ｒａｓ遺伝子等の疾患に関与する遺伝子を検出するセンサを作製することにより、疾患の早期発見が可能となる。
【０２０８】
第２の実施形態と同様にして、光導波路の一部に試料接触部１１０となるコアの露出部を作製する。この露出部に、変異したＤＮＡに対する相補鎖を固定化する。
【０２０９】
変異したＤＮＡに対する相補鎖は、分子生物学分野で一般的に用いられる方法などにより作製する。たとえば、患者と健常人の遺伝子を制限酵素で切断し、電気泳動することにより、特定の遺伝子を含むフラグメントを切り出してきて、患者のＤＮＡの変異箇所を特定する。そして、変異部分に対する相補鎖を、ＤＮＡ合成機等を用いて合成し、相補鎖を得る。
【０２１０】
また、得られた相補鎖の、コアへの固定化方法は、ＤＮＡチップ等で一般に用いられている方法から適宜選択する。たとえば、エポキシ基、カルボキシル基、水酸基、アルデヒド基等の官能基を含むシランカップリング剤で処理し、シランカップリング剤の官能基とＤＮＡの末端の塩基に含まれるアミノ基とを結合させる。
【０２１１】
こうして得られた試料接触部１１０を、試料に接触させると、試料中に変異したＤＮＡが含まれている場合のみ、変異ＤＮＡが試料接触部１１０に固定化された相補鎖とハイブリッドする。このハイブリッドにより、屈折率が変化する。屈折率の変化により、試料接触部１１０を通過する光の強度が変化するため、この変化を第２の実施形態と同様にして検出することにより、変異の有無を簡便に確認することが可能となる。
【０２１２】
また、本実施形態では、一本鎖ＤＮＡが二本鎖ＤＮＡとなると２６０ｎｍでの吸光度が減少することを利用して、検出することも可能である。
【０２１３】
さらに、本実施形態のセンサに、温度調節ユニットをさらに接続し、試料および試料接触部の温度を調節することにより、一塩基多型（ＳＮＰ）や、変異配列が明確でない場合等についても分析を行うことができる。試料を徐々に昇温した際に、一塩基多型（ＳＮＰ）を含む二本鎖ＤＮＡは、一般型と異なる塩基を含む配列の場合より低温で一本鎖に解離する性質を利用し、温度と屈折率変化の関係から、異なる塩基があるかどうかを判定する。
【０２１４】
（第７の実施形態）
本実施形態に係るセンサは、レクチンを検出物質として用い、試料中の特定の糖鎖を検出することができるセンサである。レクチンとして、たとえばＣｏｎＡ（コンカナバリンＡ）を用いる。レクチンは、単糖ではマンノースおよびグルコースに特異的なレクチンであり、また、高マンノース型の糖鎖を有する糖タンパク質や、多糖類に対する親和性を有する。
【０２１５】
図９に本実施形態に係るセンサの構成を示す。第３の実施形態と同様にして、ＣｏｎＡを光ファイバーの表面に固定化し、センサを作製する。固定化方法は、たとえば第１の実施例と同様の方法や、あるいはアフィニティークロマトグラフィー用の固定化レクチンの作製方法を用いる。
【０２１６】
得られたセンサを用いることにより、高マンノース型の糖鎖を有する糖タンパク質または多糖類の有無を簡便に高精度、高感度で検出することが可能である。
【０２１７】
（第８の実施形態）
本実施形態のセンサは、タイプＩＩのセンサを用いて、試料の屈折率を測定することにより、抗体の定量を行うためのものである。被検物質となる抗体および検出物質となる抗原には、第４の実施形態と同様の物質を用いる。すなわち、検出物質となる抗原性物質には、たとえばＣＡ１２５やＣＥＡなどの腫瘍マーカーや、ＨＩＶウイルス抗原、Ｑ熱リケッチアの抗原などの病原体抗原を用いる。図１５、図２２に本実施形態に係るセンサの構成を示す。チップ１４１は石英ガラス製とし、大きさは、たとえば１ｃｍ×１ｃｍ、厚さ５００μｍとする。この表面に、第４の実施形態と同様にしてスペーサーを固定化し、スペーサーの末端に抗原を固定化する。抗原の固定化された表面が、試料接触部１１０となる。試料接触部１１０の形成されたチップ１４１を、ホルダ１４３にセットする。このとき、試料接触部１１０がホルダ１４３内部に向くようにセットする。そして、ホルダ１４３をマイクロ流路系１５３にセットする。マイクロ流路系１５３には、試料溶液および流路洗浄用の緩衝液等の送液のため、送液系１５５が接続されている。
【０２１８】
図２２に示すように、光源１０５は、チップ１４１に光を入射させる位置に設ける。光源１０５は、たとえば角度可変なレーザー光源とする。こうすれば、チップ１４１への入射角を連続的に変化させることができる。また、チップ１４１からの反射光を検出する位置に、受光部１０６を設ける。
【０２１９】
得られたセンサのマイクロ流路系１５３に試料を流し、光源１０５から光を入射させる。試料接触部１１０に試料が接触した際に、試料中の被検物質の量に応じて試料接触部１１０の屈折率が変化する。すると、チップ１４１からの出射光強度が変化するため、これを受光部１０６にて検知する。光源１０５からの入射光の角度を変化させた際の反射光強度を測定する。これらの受光部１０６で検知された反射光強度を用いて、データ処理部１２２で濃度が算出され、出力部１２４から出力される。
【０２２０】
また、光源１０５からの入射角度を固定し、試料を流してからの経時変化を測定することにより、データ処理部１２２にて反応速度定数が求められる。さらに、結合定数などの値も算出される。
【０２２１】
このように、本実施形態に係るセンサでは、抗体の定量や、抗原と抗体との相互作用を簡便に精度、感度よく求めることができる。
【０２２２】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、光導波路の外周面に直接または非金属材料を介して設けられた試料接触部が、前記被検物質と選択的に吸着または結合する検出物質を含むことにより、発色や発色等を起こすものに限らず、様々な被検物質を選択的に検出することができるセンサ、センサチップ、分析システム、センサを用いた検出方法、および検出方法が実現される。また本発明によれば、基板の表面に直接または非金属材料を介して設けられた試料接触部が、前記被検物質と選択的に吸着または結合する検出物質を含むことにより、被検物質の濃度、検出物質と被検物質との結合定数、解離定数などを簡便かつ正確に計測することができるセンサ、センサチップ、分析システム、センサを用いた定量方法、および定量方法が実現される。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係るセンサの構成の一例を示す図である。
【図２】本発明に係るセンサの構成の一例を示す図である。
【図３】本発明に係るセンサの構成の一例を示す図である。
【図４】本発明に係るセンサの構成の一例を示す図である。
【図５】本発明に係るセンサの試料接触部の構成の一例を示す概略断面図である。
【図６】本発明に係るセンサの試料接触部の構成の一例を示す概略断面図である。
【図７】本発明に係るセンサの構成の一例を示す図である。
【図８】本発明に係るセンサの試料接触部を説明するための概略断面図である。
【図９】本発明に係るセンサの構成の一例を示す図である。
【図１０】本発明に係るセンサの試料接触部の構成の一例を示す概略断面図である。
【図１１】本発明に係るセンサの構成の一例を示す図である。
【図１２】本発明に係るセンサの構成の一例を示す図である。
【図１３】本発明に係るセンサの構成の一例を示す図である。
【図１４】本発明に係るセンサの構成の一例を示す図である。
【図１５】本発明に係るセンサの構成の一例を示す図である。
【図１６】本発明に係るセンサの構成の一例を示す図である。
【図１７】本発明に係るセンサの光学特性の一例を説明するための図である。
【図１８】本発明に係るセンサの構成の一例を示す図である。
【図１９】本発明に係るセンサの光学特性の一例を説明するための図である。
【図２０】本発明に係るセンサの光学特性の一例を説明するための図である。
【図２１】本発明に係るセンサの光学特性の一例を説明するための図である。
【図２２】本発明に係るセンサの構成の一例を示す図である。
【図２３】本発明に係るセンサの試料接触部を説明するための概略断面図である。
【図２４】本発明に係るセンサの構成の一例を示す図である。
【図２５】本発明に係るセンサの光学特性の一例を説明するための図である。
【図２６】本発明に係るセンサの光学特性の一例を説明するための図である。
【図２７】本発明に係るセンサの光学特性の一例を説明するための図である。
【図２８】本発明に係るセンサの光学特性の一例を説明するための図である。
【図２９】本発明に係るセンサの光学特性の一例を説明するための図である。
【図３０】本発明に係るセンサの構成の一例を示す図である。
【図３１】本発明に係るセンサの構成の一例を示す図である。
【図３２】本発明に係るセンサの光学特性の一例を説明するための図である。
【図３３】本発明に係るセンサの光学特性の一例を説明するための図である。
【図３４】本発明に係るセンサの光学特性の一例を説明するための図である。
【図３５】本発明に係るセンサの光学特性の一例を説明するための図である。
【図３６】本発明に係るセンサの光学特性の一例を説明するための図である。
【図３７】本発明に係るセンサの光学特性の一例を説明するための図である。
【図３８】本発明に係るセンサの光学特性の一例を説明するための図である。
【図３９】本発明に係るセンサの光学特性の一例を説明するための図である。
【図４０】本発明に係るセンサの構成の一例を示す図である。
【図４１】本発明に係る分析システムの構成の一例を示す図である。
【図４２】本発明に係る分析システムの構成の一例を示す図である。
【符号の説明】
Ａ　検出物質
Ａ’　被検物質
Ｂ　検出物質
Ｂ’　被検物質
１０１　コア
１０２　クラッド
１０４　反射部
１０５　光源
１０６　受光部
１０７　ハーフミラー
１０８　凹面鏡
１０９　スペーサー
１１０　試料接触部
１１１　接続部材
１１２　光導波路
１１３　チップ
１２１　光源制御部
１２２　データ処理部
１２３　データ記憶部
１２４　出力部
１３１　光ファイバー
１３２　コネクタ
１３３　チップ
１３４　ウェル
１３５　流路壁
１３６　流路
１３８　遮光部
１４１　チップ
１４３　ホルダ
１４５　流路
１４７　流路
１４９　第１の界面
１５１　第２の界面
１５３　マイクロ流路系
１５５　送液系
１５７　基板
１５９　センサ部
１６１　センサ支持部
１６３　光源支持部
１６５　受光部支持部[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a sensor for detecting an analyte, a sensor chip, an analysis system, a detection method using the sensor, and a detection method. The present invention also relates to a sensor, a sensor chip, an analysis system, a detection method using the sensor, and a detection method for detecting or quantifying a test substance using a detection substance that selectively adsorbs or binds to the test substance.
[0002]
[Prior art]
A sensor using an optical fiber is widely used as a sensor capable of analyzing a small amount of sample. A sensor using an optical fiber can reduce the size of the sample contact area and can be measured by a simple method such as immersing the sensor in a solution containing the sample to be measured. Useful for Examples of such a sensor are shown below (Patent Document 1, Patent Document 2, Patent Document 3, Patent Document 4).
[0003]
Patent Literature 1 describes a chemical substance sensor including a sensor film containing a dye and a chemical substance sensitive compound, in which the light reflectance of the sensor film changes when the chemical substance sensitive substance binds to a test chemical substance. Have been.
[0004]
Patent Literature 2 describes a sensor element in which an end surface of an optical fiber (optical fiber) is coated with a matrix containing a staining indicator.
[0005]
Patent Document 3 discloses a sensor in which an exposed portion of a core is provided at the tip of an optical fiber, in which the sensor is immersed in a sample solution to measure the refractive index of the sample solution.
[0006]
Further, Patent Document 4 discloses that a core containing two optical fibers from which a cladding layer is removed is integrated, and a layer containing a fluorescent dye is provided at an end portion thereof. Are described.
[0007]
However, the above sensor has the following problems.
[0008]
The sensor described in Patent Literature 1 has a problem that the production of the sensor film is complicated. In addition, since the sensor film is provided on the end face of the optical fiber, the area of the portion in contact with the sample is limited, and it has been difficult to obtain sufficient sensitivity.
[0009]
In addition, since the sensor described in Patent Document 2 uses a matrix containing a staining indicator, substances to be measured are limited to those that cause a color reaction by the staining indicator.
[0010]
The sensor described in Patent Literature 3 obtains a solute concentration in a sample solution by measuring the refractive index of the entire sample solution. That is, it was difficult to detect a specific measurement target substance present in the solution.
[0011]
Furthermore, in the sensor described in Patent Document 4, the substance to be measured is limited to a substance that causes a change in fluorescence upon contact with a fluorescent dye provided on the sensor.
[0012]
Further, as a detection method that does not require complicated operations such as the use of a labeling substance, a sensor that detects a change in an optical parameter based on the principle of surface plasmon resonance (SPR) has been proposed (Patent Document 5).
[0013]
However, in the SPR method, since an optical system is complicated, an apparatus is expensive, and measurement is complicated, it is difficult to measure a large number of samples at once in a short time. Further, since a metal thin film had to be provided on the contact surface with the sample, the chip was expensive. Also, simultaneous measurement of different ligands could not be performed on one sample solution.
[0014]
[Patent Document 1]
JP-A-4-77651
[Patent Document 2]
JP-A-6-174641
[Patent Document 3]
JP-A-8-29207
[Patent Document 4]
JP-A-11-84146
[Patent Document 5]
JP-A-2002-181700
[0015]
[Problems to be solved by the invention]
The present invention has been made in order to solve the problems of the above-described conventional technology, and the object is not limited to those that cause color development or color development, and can selectively detect various test substances. It is to provide a sensor, a sensor chip, an analysis system, a detection method using the sensor, and a detection method. Another object of the present invention is to provide a sensor, a sensor chip, an analysis system, a detection method using the sensor, and a detection method capable of quickly, simply, and accurately analyzing a trace amount of a substance to be measured. Still another object of the present invention is to use a sensor, a sensor chip, an analysis system, and a sensor that can easily and accurately measure the concentration of a test substance, a binding constant between a detection substance and the test substance, a dissociation constant, and the like. And a quantification method.
[0016]
[Means for Solving the Problems]
According to the present invention, a sensor for detecting a test substance contained in a sample, an optical waveguide, and a sample contact portion provided directly or via a non-metallic material on the outer peripheral surface of the optical waveguide, A sensor is provided that comprises:
[0017]
The optical waveguide in the present invention refers to a waveguide that confine and propagate light such as ultraviolet light, visible light, or infrared light. There is no particular limitation on the shape and structure as long as it fulfills such a function, and for example, the optical waveguide can be an optical fiber. Further, the optical waveguide may have a configuration in which a core layer and a clad layer are laminated on a substrate. Further, the outer peripheral surface of the optical waveguide according to the present invention refers to an outer peripheral surface of a side portion of the optical waveguide that is substantially parallel to a traveling direction of light in the optical waveguide. For example, in the case of an optical fiber type optical waveguide, the upper surface, the lower surface, the side surface, and the like of the optical waveguide having a structure formed in a substrate shape are included, including the outer periphery of the side surface.
[0018]
Here, in the conventional sensor, the sample contact portion is provided only on the end face of the optical waveguide, whereas in the sensor of the present invention, the sample contact portion is provided on the outer peripheral surface of the optical waveguide. Therefore, the sensor of the present invention has a larger contact area with the sample than the conventional sensor, so that a change in optical characteristics can be detected with higher sensitivity. In this case, since the sample contact portion is provided on the outer peripheral surface of the optical waveguide, the surface area of the sample contact portion can be increased, and the change in the concentration of the test substance on the outer peripheral surface of the optical waveguide is reduced as described later. Sensitivity can be reflected in the change in reflectance.
[0019]
In the sensor according to the aspect of the invention, the analyte may be configured to be adsorbed or bonded to the sample contact part. In this way, the test substance is efficiently concentrated at the sample contact portion provided on the outer peripheral surface of the optical waveguide, and the confinement rate of light propagating through the optical waveguide is determined according to the test substance attached to the sample contact portion. The degree of change can be detected with high sensitivity. Therefore, detection accuracy and sensitivity can be improved.
[0020]
According to the present invention, a sensor for detecting a test substance contained in a sample, an optical waveguide, and a sample contact portion provided directly or via a non-metallic material on the outer peripheral surface of the optical waveguide, A sensor is provided, wherein the sample contact portion includes a detection substance that selectively adsorbs or binds to the test substance.
[0021]
When the sensor of the present invention is brought into contact with the sample, the test substance in the sample is selectively adsorbed or bonded to the detection substance at the sample contact portion provided on the outer peripheral surface of the optical waveguide. Then, the optical characteristics around the optical waveguide change. The analyte is detected by detecting the change in the optical characteristics.
[0022]
Further, the conventional sensor detects the properties of the entire sample when it is brought into contact with the sample, and it is difficult to selectively detect only a specific analyte. On the other hand, according to the sensor of the present invention, since the detection substance is provided at the sample contact portion, the sample can be brought into contact with the sample contact portion to selectively detect the test substance. Then, only the sample contact portion is brought into contact with the sample, and no complicated operation such as utilization of a labeling substance is required.
[0023]
As described above, the sensor of the present invention can analyze a test substance in a sample selectively, quickly, simply, and with high sensitivity, as compared with a conventional sensor.
[0024]
In the present invention, “selectively adsorb or bind” means that only the test substance adsorbs or binds to the detection substance, and other substances contained in the sample do not adsorb or bind. There is no limitation on the mode of adsorption or binding, and it may be a physical interaction or a chemical interaction.
[0025]
Further, in the sensor of the present invention, the sample contact portion is provided directly or through a non-metallic material on the outer peripheral surface of the optical waveguide due to the operation principle, so that the test substance is adsorbed or absorbed on the sample contact portion. A change in optical characteristics upon coupling can be detected with high sensitivity. In this respect, the principle and configuration of the present invention are different from those of an SPR sensor that generates surface plasmon resonance (SPR) by providing a metal layer on the surface of an optical fiber.
[0026]
The sensor according to the present invention may further include a light receiving unit for detecting the intensity of light introduced into the optical waveguide from the light source side and passing through the sample contact portion or the vicinity in the optical waveguide.
[0027]
In the sensor according to the present invention, a sample contact portion including a detection substance that selectively adsorbs or binds to a test substance is formed around the optical waveguide. Then, the test substance in the sample binds to the detection substance contained in the sample contact portion, so that the optical characteristics of the optical waveguide surface change. By receiving this change with the light receiving section, the test substance in a small amount of the sample can be detected simply, quickly and with high sensitivity.
[0028]
In the sensor according to the aspect of the invention, based on the intensity of light incident on the optical waveguide and the intensity of light detected by the light receiving unit, the optical characteristics of the sample contacting unit due to the test substance being adsorbed or bound by the test substance. A configuration may further be provided with a calculation unit for calculating a change. This makes it possible to detect the test substance from a change in the optical characteristics of the sample contact portion due to the adsorption or binding of the test substance.
[0029]
In the sensor according to the aspect of the invention, the optical characteristic may be a refractive index of the sample contact portion. In the sensor according to the present invention, the sample contact portion is provided on the outer peripheral surface of the optical waveguide. Generally, the confinement rate of light passing through an optical waveguide changes depending on the material arranged on the outer peripheral surface of the optical waveguide. Therefore, when the degree of confinement of light propagating through the optical waveguide is changed according to the test substance selectively adsorbed or bound to the sample contact portion, the sample contact portion is provided on the outer peripheral surface. The confined ratio of light passing through the optical waveguide changes in the case where the test substance is adsorbed on the sample contacting part and the case where the test substance is not adsorbed.
[0030]
The sensor detects an analyte by detecting such a change in the light confinement rate. That is, the test substance can be detected by receiving the intensity change of the light passing near the sample contact portion in the optical waveguide without leaking at the sample contact portion by the light receiving portion.
[0031]
Further, in the conventional sensor, since the sample contact portion is provided perpendicular to the traveling direction of light, the sensitivity to the critical angle change of the optical waveguide surface at the sample contact portion is weak. On the other hand, in the sensor of the present invention, since the sample contact portion is provided on the outer peripheral surface of the optical waveguide, the sensitivity to the change in the critical angle of the optical waveguide surface due to the change in the light confinement rate at the sample contact portion is reduced. Strongly reflected sensitively to changes in the intensity of light passing near the sample contact area. Therefore, in the sensor of the present invention, the selective adsorption or binding of the test substance to the detection substance provided at the sample contact portion can be detected with high sensitivity. Further, the detection using the sensor of the present invention is simple and does not require complicated operations such as enzyme labeling of the detection substance.
[0032]
The sensor according to the present invention may further include a light receiving unit that detects the intensity of light that is introduced into the optical waveguide from the light source side and leaks out of the optical waveguide through the sample contact unit. As such a configuration, for example, it is possible to adopt a configuration further including a condensing unit that guides light leaked from the sample contact unit to the light receiving unit.
[0033]
In this way, it is possible to efficiently collect the intensity change of light leakage from the sample contact part due to the adsorption or binding of the test substance to the sample contact part by the light collecting part, guide it to the light receiving part, and detect it. Become. Therefore, the test substance can be detected and quantified based on the change in the intensity of the light leakage detected by the light receiving unit. When the light leakage in the absence of the test substance is close to zero, the magnitude of the light leakage obtained by the test substance being adsorbed or bound to the sample contact portion is directly detected. In this case, the S / N (signal-to-noise) ratio can be increased as compared with the case where the difference between the light amount in a state where the test substance is not present and the light amount in the state where the test substance is present is obtained. It is possible to provide a sensor with high sensitivity.
[0034]
In the sensor of the present invention, the optical waveguide further includes a reflecting mirror provided at an end of the optical waveguide, and a light receiving unit that detects the intensity of light that is introduced into the optical waveguide from the light source side and reflected by the reflecting mirror. Configuration. By doing so, the light that has been introduced into the optical waveguide and has not leaked from the sample contact portion is reflected by the reflecting portion, passes through the optical waveguide again, and is guided to the light receiving portion. Therefore, an analyte can be detected based on the intensity of light introduced into the optical waveguide from the light source and the intensity of light detected by the light receiving unit.
[0035]
Further, in the sensor of the present invention, the test substance only needs to be selectively adsorbed or bound to the detection substance, and after the adsorption or binding, emission and coloring of the test substance are not required. Therefore, by using the sensor of the present invention, a sample that does not emit light or develop color can be detected.
[0036]
In the sensor of the present invention, based on the intensity of light incident on the optical waveguide and the intensity of light detected by the light receiving unit, the test substance is colored or emitted by the sample contacting part by adsorption or binding, A configuration may further be provided with a calculation unit for calculating the degree of discoloration, decolorization, or extinction. This makes it possible to detect a change in the optical characteristics of the sample contact portion due to the selective adsorption or binding of the test substance and the detection substance with even higher sensitivity.
[0037]
Further, in the sensor of the present invention, to use the coloring, light emission, discoloration, decolorization or quenching phenomenon unique to the test substance or the detection substance, a complicated labeling operation, coloring, light emission, discoloration, decolorization, or for quenching It is convenient because there is no need to prepare a substance.
[0038]
In the sensor of the present invention, the combination of the test substance and the detection substance is an antigen and an antibody, an enzyme and a substrate, an enzyme and a substrate derivative, an enzyme and an inhibitor, a sugar and a lectin, a DNA and DNA, a DNA and RNA, and a protein. And any combination of a ligand and a receptor. By doing so, the test substance can be detected and quantified from the minute biological sample.
[0039]
In the sensor according to the present invention, the detection substance may be provided directly on the outer peripheral surface of the optical waveguide via a spacer or via a non-metallic substance. The spacer refers to a compound provided between the detection substance and the optical waveguide such that the selective adsorption or binding between the test substance and the detection substance proceeds without steric hindrance. By providing the spacer, a suitable space is formed between the detection substance and the optical waveguide, so that selective adsorption or binding between the test substance and the detection substance can be efficiently formed. Further, by using the spacer, the thickness of the sample contact portion can be controlled. Therefore, the sensor can have higher sensitivity and higher accuracy.
[0040]
According to the present invention, an analysis system for detecting a test substance, comprising: a separation device; and the sensor for detecting the test substance separated by the separation device, An analysis system is provided. Since the analysis system according to the present invention includes the sensor, it can detect the test substance with high accuracy and sensitivity. In addition, since a separation device is included, analysis can be performed efficiently even when a test substance in a sample requiring pretreatment or the like is detected. In addition, by using the separation device, the detection sensitivity of the test substance can be further improved.
[0041]
According to the present invention, there is provided a sensor chip including the sensor. The sensor chip according to the present invention has a configuration in which the above-described sensor is a chip type. By doing so, it is possible to replace the chip every measurement, and the cleaning operation of the sensor becomes unnecessary. Therefore, detection can be performed easily, and detection accuracy and sensitivity can be improved. Further, by using a plurality of chips, a plurality of samples can be simultaneously analyzed at a time.
[0042]
According to the present invention, there is provided a sensor for quantifying a test substance contained in a sample, comprising: a substrate; a sample contact portion provided directly or via a non-metallic material on a surface of the substrate; A light source for detecting the intensity of reflected light introduced into the substrate and reflected by the sample contact portion or transmitted light passed through the sample contact portion, and changing the relative position of the light source with respect to the substrate. A deflection operation unit for adjusting an incident angle from the light source to the substrate.
[0043]
The substrate in the present invention refers to a flat plate that transmits light such as ultraviolet light, visible light, or infrared light. Generally, the reflectance of light incident on a substrate at the surface changes depending on the material disposed on the surface of the substrate. Therefore, when a sample contact portion is provided on the substrate surface and the degree of reflectivity of light incident on the sample contact portion from the substrate is configured to detect the degree to which the reflectance changes according to the test substance present in the sample, the sample contact portion is provided. The reflectance of light incident on the sample contact portion from the substrate changes depending on whether or not the test substance is adsorbed on the sample. This change in the reflectance is caused by a change in the critical angle at the interface between the sample contact portion and the sample. In the sensor according to the present invention, the angle of incidence of light on the substrate is adjusted by the changing angle operation unit, and the change in the reflectance of the light at this time is detected by the light receiving unit to quantify the test substance. By doing so, it is possible to detect the incident angle dependence of the intensity of light that is reflected at the interface between the sample contact portion and the sample and passes through the substrate and exits, so that the analyte can be quantified with high accuracy and sensitivity. be able to. Further, quantification using the sensor of the present invention is simple and does not require complicated operations such as enzyme labeling of the detection substance.
[0044]
Further, in the sensor of the present invention, since the sample contact portion is provided directly or through a non-metallic material on the surface of the substrate due to the principle of operation, the test substance is adsorbed or bound to the sample contact portion. A change in optical characteristics at that time can be detected with high sensitivity. In this respect, the principle and configuration of the present invention are different from those of an SPR sensor that generates surface plasmon resonance (SPR) by providing a metal layer on the surface of an optical fiber.
[0045]
In the sensor of the present invention, among the light incident on the substrate from the light source, when the light receiving unit detects the intensity of light reflected at the sample contact portion, light that does not leak from the sample contact portion is The light is reflected at the interface between the sample contact portion and the sample, passes through the substrate again, and is guided to the light receiving portion. Therefore, the reflectance can be calculated based on the intensity of the light introduced into the substrate from the light source and the intensity of the light detected by the light receiving section, and the analyte can be quantified.
[0046]
In addition, of the light incident on the substrate from the light source, the intensity of the transmitted light that has passed through the sample contact portion is detected by the light receiving portion, and when light leakage in the absence of the test substance is close to zero, the test is performed. The magnitude of the light leakage obtained by the substance being adsorbed or bound to the sample contact portion is directly detected. By doing so, the S / N (signal-to-noise) ratio can be increased more than measuring the difference between the amount of light in the absence of the test substance and the amount of light in the presence of the test substance. It is possible to provide a sensor with high accuracy and sensitivity.
[0047]
In the sensor according to the aspect of the invention, the analyte may be configured to be adsorbed or bonded to the sample contact part. In this way, the test substance is efficiently concentrated at the sample contact portion provided on the surface of the substrate, and the reflectance of light incident on the sample contact portion from the substrate depends on the test substance attached to the sample contact portion. The degree of change can be detected with high sensitivity. Therefore, detection accuracy and sensitivity can be improved.
[0048]
According to the present invention, there is provided a sensor for quantifying a test substance contained in a sample, comprising: a substrate; a sample contact portion provided directly or via a non-metallic material on the surface of the substrate; And a light receiving unit that is introduced into the substrate and detects the intensity of reflected light or transmitted light reflected by the sample contacting unit, and changes the relative position of the light source with respect to the substrate, from the light source to the substrate. A deflection operation unit that adjusts an incident angle of the sample, wherein the sample contacting unit includes a detection substance that selectively adsorbs or binds to the test substance.
[0049]
When the sensor of the present invention is brought into contact with the sample, the test substance in the sample selectively adsorbs or binds to the detection substance at the sample contact portion provided on the surface of the substrate. Then, the optical characteristics of the sample contact portion change. In addition, the test substance is efficiently concentrated at the sample contact portion provided on the surface of the substrate. This makes it possible to detect with high sensitivity the degree to which the light confinement rate changes according to the test substance attached to the sample contact portion. Therefore, the accuracy and sensitivity of quantification can be further improved.
[0050]
In the sensor according to the aspect of the invention, the deflection operation unit may be a light source support that has a light source positioning function and adjusts an incident angle of light from the light source to the substrate. This makes it possible to easily and accurately change the incident angle from the light source to the substrate.
[0051]
The sensor according to the aspect of the invention may further include a data processing unit, wherein the deflection operation unit continuously changes an incident angle from the light source to the substrate, and the light receiving unit is configured to reflect reflected light at each of the incident angles. Measure the intensity, send the measurement result to the data processing unit, the data processing unit calculates the incident angle dependence of the intensity of the light detected by the light receiving unit, based on the incident angle dependence A configuration for quantifying the test substance may be employed.
[0052]
In the sensor according to the present invention, when the angle of incidence on the substrate is continuously changed, the intensity of light detected by the light receiving unit also changes continuously in accordance with the change in the angle of incidence. The sensor according to the present invention includes a data processing unit. Since the incident angle dependence of the intensity of the light detected by the light receiving unit is transmitted to the data processing unit, the intensity of the continuous light detected by the light receiving unit is increased. The change can be used to calculate a change in the optical properties of the sample contact portion. Therefore, the amount of the test substance can be reliably determined from the change in the optical characteristics of the sample contact portion due to the adsorption or binding of the test substance.
[0053]
Further, in the sensor according to the aspect of the invention, the data processing unit may calculate a wavelength dependency of the intensity of light detected by the light receiving unit, and perform quantification of the test substance based on the wavelength dependency. . In the sensor according to the present invention, the reflectance of light incident on the sample contact portion from the substrate changes depending on whether or not the test substance is adsorbed on the sample contact portion. This shows the wavelength dependence. When the wavelength of the incident light is continuously changed, the wavelength dependence of the intensity of the light detected by the light receiving unit is transmitted to the data processing unit. Thus, the change in the optical characteristics of the sample contact portion can be calculated. By calculating the wavelength dependence in the data processing unit, the incident angle of light can be made constant, so that the device configuration can be simplified.
[0054]
In the sensor according to the aspect of the invention, the sensor may further include a light-collecting unit that guides the reflected light to the light-receiving unit.
[0055]
In the sensor according to the present invention, a sample contact portion including a detection substance that selectively adsorbs or binds to a test substance is formed on a surface of a substrate. Then, the test substance in the sample binds to the detection substance contained in the sample contact portion, so that the optical characteristics of the substrate surface change. By receiving this change with the light receiving section, the test substance in a small amount of the sample can be simply, quickly and quantified with high sensitivity. In particular, in the case where the transmitted light passing through the sample contacting portion is detected by the light receiving portion, the provision of the light collecting portion makes it possible to detect the intensity of light leakage with higher accuracy and sensitivity.
[0056]
In the sensor according to the aspect of the invention, based on the intensity of light incident on the substrate and the intensity of light detected by the light receiving unit, a calculation unit that calculates a change in refractive index due to adsorption or binding of the test substance. May be further provided. According to the sensor of the present invention, in order to calculate the change in the refractive index in the calculation unit, the test substance may be adsorbed or bound to the sample contacting unit. Not required. Therefore, a sample that does not emit or emit light can be detected.
[0057]
In the sensor according to the aspect of the invention, based on the intensity of light incident on the substrate and the intensity of light detected by the light receiving unit, coloring, emission, and discoloration of the sample contacting part due to adsorption or binding of the test substance. A configuration may further be provided with a calculation unit for calculating the degree of decolorization or extinction. This makes it possible to detect a change in the optical characteristics of the sample contact portion due to the selective adsorption or binding of the test substance and the detection substance with even higher sensitivity.
[0058]
In the sensor of the present invention, the detection substance may be provided directly on the surface of the substrate via a spacer or via a non-metallic substance. By providing the spacer, a suitable space is formed between the detection substance and the substrate, so that the adsorption or binding of the test substance can be efficiently formed. Further, by using the spacer, the thickness of the sample contact portion can be controlled. Therefore, the sensor can have higher sensitivity and higher accuracy.
[0059]
According to the present invention, an analysis system for detecting a test substance, comprising: a separation device; and the sensor for quantifying the test substance separated by the separation device, An analysis system is provided. Since the analysis system according to the present invention includes the sensor, the analyte can be quantified with high accuracy and sensitivity. In addition, since a separation device is included, analysis can be performed efficiently even when quantifying a test substance in a sample requiring pretreatment or the like. Further, by using the separation device, the measurement sensitivity of the test substance can be further improved.
[0060]
According to the present invention, there is provided a sensor chip including the sensor. The sensor chip according to the present invention has a configuration in which the above-described sensor is a chip type. By doing so, it is possible to replace the chip every measurement, and the cleaning operation of the sensor becomes unnecessary. Therefore, quantification can be performed easily, and quantification accuracy and sensitivity can be improved. Further, by using a plurality of chips, a plurality of samples can be simultaneously analyzed at a time.
[0061]
According to the present invention, there is provided a method for detecting a test substance using the sensor, wherein the step of bringing the sensor into contact with a sample, and the step of selectively adsorbing or binding to the test substance after the step. Contacting a solution containing a substance with the sensor. Further, according to the present invention, there is provided a method for quantifying a test substance using the sensor, wherein the step of contacting the sensor with a sample and the step of selectively adsorbing or binding to the test substance after the step. Contacting the sensor with a solution containing an additive substance to be added.
[0062]
In the detection method and the quantification method according to the present invention, after the test substance is selectively adsorbed or bound to the sample contact portion, the additive substance is secondarily selectively adsorbed or bound to the test substance. In this way, even when the change in the optical characteristics of the sample contact portion due to the adsorption or binding of the test substance is small, the change in the optical characteristics can be increased by using the additive substance. Therefore, a detection method and a quantification method with higher accuracy and sensitivity can be provided. Note that the detection method and the quantification method according to the present invention are simpler detection methods than conventional immunoassays and the like, since there is no need to label the additive substance with a fluorescent substance or a radioisotope.
[0063]
According to the present invention, there is provided a method for quantifying an analyte using the sensor, wherein the sensor is brought into contact with a sample, light is incident on the substrate, and the intensity of the incident light is detected by the light receiving unit. And a method for calculating the concentration of the test substance based on the intensity of the light. This makes it possible to easily calculate the concentration of the test substance from the change in the light intensity with high accuracy and sensitivity.
[0064]
According to the present invention, there is provided a method for quantifying an analyte using the sensor, wherein the sensor is brought into contact with a sample, light is incident on the substrate, and the intensity of the incident light is detected by the light receiving unit. A binding constant or a dissociation constant between the test substance and the detection substance based on the intensity of the light. Since the quantification method according to the present invention uses the sensor, the binding constant or dissociation constant of the test substance selectively adsorbed or bound to the detection substance can be easily calculated with high accuracy and sensitivity from the change in light intensity. be able to.
[0065]
According to the present invention, contacting a sample to a sample contact portion provided directly or via a non-metallic material on the outer peripheral surface of the optical waveguide, and adsorbing or binding the test substance to the sample contact portion, Injecting light into an optical waveguide, detecting the intensity of light introduced into the optical waveguide and passing through the sample contact portion or in the vicinity thereof in the optical waveguide by the light receiving portion, and the intensity of the incident light Detecting a test substance contained in the sample based on the intensity of the light detected by the light receiving unit.
[0066]
Since the detection method according to the present invention performs detection at the sample contact portion provided on the outer peripheral surface of the optical waveguide, the contact area with the sample is large, and the intensity change of light passing through the sample contact portion or its vicinity. Is big. Therefore, it is possible to easily detect the test substance in the sample. In addition, since the method includes the step of adsorbing or binding the test substance to the sample contact portion, the test substance is efficiently concentrated at the sample contact portion provided on the outer peripheral surface of the optical waveguide, and light confined in the optical waveguide is confined. The degree to which the rate changes according to the test substance attached to the sample contact portion can be detected with high sensitivity. Therefore, detection accuracy and sensitivity can be improved.
[0067]
According to the present invention, a sample is brought into contact with a sample contact portion provided directly or via a non-metallic material on the surface of a substrate, and a step of adsorbing or binding the test substance to the sample contact portion; Light incident, and the step of detecting, by the light receiving unit, the intensity of reflected light that has been introduced into the substrate and reflected at the sample contact portion or transmitted light that has passed through the sample contact portion, and the intensity of the incident light. Quantifying the test substance contained in the sample based on the intensity of the light detected by the light receiving unit, and quantifying the test substance contained in the sample, A step of calculating the concentration of the test substance based on the intensity of the light to be detected and the intensity of the light detected by the light receiving unit.
[0068]
In the quantification method according to the present invention, when the sample is brought into contact with the sample contact portion, the test substance in the sample selectively adsorbs or binds to the detection substance at the sample contact portion provided on the surface of the substrate. Then, the optical characteristics of the sample contact portion change. By detecting this change in optical properties, a specific test substance is selectively quantified. Therefore, even for a sample containing a plurality of components, a specific test substance can be quantified with high accuracy and sensitivity by a simple operation. By doing so, the concentration of the test substance adsorbed or bound to the sample contact portion can be easily calculated with high accuracy and sensitivity from the change in light intensity.
[0069]
In the quantification method of the present invention, the step of quantifying the test substance contained in the sample is performed based on the intensity of light incident on the substrate and the intensity of light detected by the light receiving unit. The method may include a step of calculating a binding constant or a dissociation constant between a substance and the detection substance. This makes it possible to easily calculate the binding constant or dissociation constant of the test substance selectively adsorbed or bound to the detection substance from the change in light intensity with high accuracy and sensitivity.
[0070]
In the quantification method of the present invention, the step of irradiating light on the substrate includes a step of continuously changing an incident angle of light on the substrate, and the step of quantifying the test substance is detected by the light receiving unit. Calculating the incident angle dependence of the intensity of the light to be performed, and quantifying the test substance based on the incident angle dependence. According to the quantification method according to the present invention, when the angle of incidence of light on the substrate changes, the intensity of light detected by the light receiving unit changes correspondingly. By continuously measuring the change in the intensity of the detected light, the concentration of the test substance adsorbed or bound to the sample contact portion can be calculated with higher accuracy and sensitivity.
[0071]
In the quantification method of the present invention, the step of irradiating light to the substrate includes a step of continuously changing the wavelength of light to the substrate, and the step of quantifying the test substance is performed by the light receiving unit. The method may include calculating the wavelength dependence of the intensity of the detected light, and quantifying the test substance based on the wavelength dependence. According to the quantification method according to the present invention, when the wavelength of the light incident on the substrate changes, the intensity of the light detected by the light receiving unit changes correspondingly. By continuously measuring the change in the intensity of the detected light, the concentration of the test substance adsorbed or bound to the sample contact portion can be calculated with higher accuracy and sensitivity. Further, since the angle of incidence of light on the substrate can be made constant, the configuration of the apparatus can be further simplified.
[0072]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, regarding the sensor according to the present invention,
(I) a detection sensor using an optical waveguide (hereinafter referred to as type I);
(Ii) Quantitative sensor using substrate (hereinafter referred to as type II)
This will be described with reference to the drawings.
[0073]
[Type I sensor]
First, the invention relating to the type I sensor will be described.
[0074]
FIGS. 1A and 1B are diagrams illustrating an example of a sensor according to the present invention. Each of the illustrated sensors has an optical waveguide having a structure in which a clad made of a low refractive index material is provided around a core made of a high refractive index material. FIG. 1A shows an example of an optical fiber type optical waveguide, and FIG. 1B shows an example of an optical waveguide formed in layers on a substrate. These optical waveguides have a structure in which a clad 102 made of a material having a lower refractive index than the core 101 is arranged around the core 101.
[0075]
The material constituting the core 101 and the clad 102 of the optical waveguide may be any of an inorganic substance and an organic substance. For example, polymethyl methacrylate (PMMA), fluorinated polyimide, polysilane, epoxy resin, quartz glass, or the like is used. Can be. When an optical fiber is used as the optical waveguide, for example, POF (plastic optical fiber) or PCF (silica glass core plastic clad optical fiber) can be used. When an optical fiber is used as the optical waveguide, the diameter of the core 101 can be, for example, not less than 5 μm and not more than 10 μm. Further, it is preferable to use a single mode optical fiber. The length of the core 101 is not particularly limited, but may be, for example, 10 cm or more and 10000 cm or less.
[0076]
As shown in FIG. 1, a sample contact portion 110 is formed on a part of the outer peripheral surface of the optical waveguide. The sample contact portion 110 is a portion that comes into contact with a sample containing a test substance. In the case of FIG. 1A, the sample contact portion 110 is provided at least on the side surface of the optical waveguide, but may be provided on the end surface of the optical waveguide. Further, as shown in FIG. 1B, when the optical waveguide is planar, the sample contact portion 110 is provided at least on the upper surface, the lower surface, the side surface, and the like of the optical waveguide.
[0077]
By providing the sample contact portion 110 on the outer peripheral surface as shown in FIG. 1, the surface area of the sample contact portion 110 can be increased, so that the detection sensitivity can be improved. Furthermore, since the optical characteristic value and the amount of change in the sample contact portion 110 increase, the detection accuracy and sensitivity can be improved. Further, by forming the sample contact portion 110 from a material to which the test substance is adsorbed or bound, the detection accuracy and sensitivity can be further improved. Further, as described later with reference to FIGS. 3 and 6, the sample contacting section 110 may include a detection substance for detecting a test substance. In this case, since the detection substance selectively adsorbs or binds to the test substance, detection accuracy and sensitivity can be improved.
[0078]
Hereinafter, the measurement principle of the sensor according to the present embodiment will be described in detail with reference to FIG. Then, the case where the sample contact portion 110 is provided on the side surface of the optical waveguide and the case where it is provided on the end surface are compared.
[0079]
FIG. 8A is a diagram illustrating a configuration of the sensor according to the present embodiment, in which a sample contact portion 110 is provided on a side surface of the core 101. On the other hand, FIG. 8B is a diagram showing a configuration of a conventional sensor, in which a sample contact portion 110 is provided on an end face of a core 101. In any case, water (refractive index: 1.3334) exists outside the sample contact portion 110. Hereinafter, the interface between the core 101 and the sample contact portion 110 is referred to as a first interface 149, and the interface between the sample contact portion 110 and water is referred to as a second interface 151.
[0080]
In a state where the test substance is not adsorbed or bound to the sample contact section 110, that is, when the test substance concentration is zero, the refractive index of the sample contact section 110 is considered to be substantially equal to the refractive index of water. Further, when the test substance is adsorbed or bound to the sample contact section 110, the refractive index of the sample contact section 110 increases from the refractive index of water according to the amount of the adsorbed or bound. Therefore, when the concentration of the test substance in the sample contact portion 110 is zero, the light that has passed through the core 101 is split at the first interface 149 into reflected light and transmitted light. In addition, in the state where the test substance is adsorbed or bound to the sample contact portion 110, in FIG. 8A, as shown by the arrow in the figure, the light I that has entered the second interface 151 at an angle θ. ₀ Is reflected light I according to the reflectance of the second interface 151. ₁ And transmitted light I ₂ Divided into Similarly, in FIG. 8B, as shown by the arrow in the figure, the light I that has entered the second interface 151 at an angle of π / 2−θ. ₀ Is reflected light I ₁ And transmitted light I ₂ Divided into
[0081]
8A and 8B, since the refractive index of the sample contact portion 110 changes according to the concentration of the test substance, the reflectance of light incident on the second interface 151 at an angle θ is , Depending on the concentration of the test substance. In order to examine this change, the following simulation was performed by applying the following equation (1) in consideration of the thickness of the sample contact portion 110.
R = ((η ₀ BC) / (η ₀ B + C)) ((η ₀ BC) / (η ₀ B + C)) ^* (1)
However, in the above equation (1), ((η ₀ BC) / (η ₀ B + C)) ^* Is ((η ₀ BC) / (η ₀ B + C)), and
B = cosδ + i (N _s / N) sin δ (2)
C = iN sin δ + N _s cosδ (3)
It is. Further, in the above equations (2) and (3), N is the complex refractive index of the sample contact portion 110 containing the test substance, N _s Is the complex refractive index of the core 101. Δ is the phase thickness of the sample contact portion 110 containing the test substance,
δ = (2πNdcosθ) / λ (4)
It is. In the equation (4), d is the thickness of the sample contact portion 110 containing the test substance, λ is the wavelength, and θ (rad) is the incident angle of light to the interface between the core 101 and the sample contact portion 110. Note that the above equations (1) to (4) are A. MacLeod, "ThinFilm Optical Filters 3rd Edition", Institute of Physics Pub. , 2001, Chapter 2, Basic Theory, pp. 147-64. 12-72.
[0082]
N core 101 _s = 1.45 quartz, the refractive index of the sample solution was 1.3334, d = 10 nm, and λ = 500 nm. The test substance was a protein, and the concentration was CD (g / ml). When the test substance is a biopolymer, a 10 μg / ml aqueous solution of the test substance is 2.0 × 10 ^-6 Since an increase in the refractive index is expected, N was calculated from the value of CD using the following equation (5).
N = 1.334 + 2.0 × 10 ^-1 × CD (5)
[0083]
Then, a simulation was performed on the relationship between θ and R when the protein concentration CD (g / ml) corresponding to N was changed. 25 to 29 are diagrams each showing a part of the result of the simulation. The CD increases from FIG. 25 (a) to FIG. 29 (j). When the CD is small, there are two places where R significantly increases. The change on the low θ side is the critical angle θ at the second interface 151. _c2 The change on the high θ side is caused by the critical angle θ at the first interface 149. _c1 It is due to. Comparing FIGS. 25A to 29J, the critical angle θ at the first interface 149 is shown. _c1 Is almost unaffected by the CD and is almost constant. On the other hand, the critical angle θ at the second interface 151 _c2 Are shifted to the high θ side as the CD increases. When the CD has a certain large value, θ _c1 It is considered that this is because the refractive index of the sample contact portion 110 becomes substantially equal to the refractive index of the core 101.
[0084]
Summarizing the above results, a graph shown in FIG. 19 is obtained. FIG. 19 shows θ when CD = 0. _c2 Θ with change of CD based on _c2 It is a figure which shows the increment (degree) of. From FIG. 19, the critical angle θ at the second interface 151 depends on the concentration of the test substance adsorbed or bound to the sample contact portion 110. _c2 It can be seen that changes greatly. When the test substance is adsorbed or bound to the sample contact section 110, the test substance is concentrated in the sample contact section 110, and the refractive index of the sample contact section 110 changes. Then, the critical angle θ at the second interface 151 _c2 Increases, the light having a small incident angle θ cannot be totally reflected at the second interface 151, and is transmitted. Therefore, by detecting this transmitted light, that is, light leakage from the core 101, the detection of the test substance becomes possible.
[0085]
Next, a simulation was performed on the relationship between the protein concentration CD and the reflectance R when θ (rad) was set to a constant value. FIG. 17 is a diagram showing a part of the simulation result.
[0086]
FIG. 17A shows a simulation result when θ = 1.3 (rad). Thus, when θ is relatively large, there is a critical value of the protein concentration CD at which the reflectance R changes significantly. In a region where CD is smaller than the critical value, θ> θ at the second interface 151. _c2 It is. In a region where CD is larger than the critical value, θ <θ _c2 It is. On the other hand, FIG. 17B shows a simulation result when θ = 1.165 (rad). It can be seen that R decreases monotonously with the change in log CD, but the amount of change is extremely small and substantially constant, unlike FIG. From these results, in order to detect a change in the density of the CD, the incident angle needs to be a certain size.
[0087]
Therefore, returning to FIG. 8 and comparing the portion where the sample contact portion 110 is provided, in the configuration of FIG. 8A, since the sample contact portion 110 is provided on the outer peripheral surface of the optical waveguide, the core 101 of the optical waveguide is provided. Can increase the incident angle of the incident light on the sample contact portion 110. On the other hand, in the configuration of FIG. 8B, the sample contact part 110 is provided on the end face of the optical waveguide. In this case, since the light incident on the sample contact portion 110 is reflected light reflected on the side surface of the core 101, the incident angle is π / 2−θ. Like the optical waveguide, the light has a critical angle θ on the side of the core 101. _c When it proceeds with total reflection at, θ> θ _c From π / 2−θ <θ _c It becomes. Therefore, when the sample contact portion 110 is provided on the end face, the incident angle is small and the change in the reflectance R is extremely small.
[0088]
In the sensor according to the present embodiment, the sample contact portion 110 is provided on the outer peripheral surface of the optical waveguide as shown in FIG. It is possible to detect a change in the refractive index N with high accuracy and sensitivity. As a configuration of such a sensor, for example, a configuration in which a sample contact portion 110 is provided on a side surface of an optical fiber core 101 as shown in FIG. 1A, and a planar optical waveguide as shown in FIG. The sample contact portion 110 may be provided on the upper surface or side surface of the device. As long as the sample contact portion 110 is provided on the outer peripheral surface of the optical waveguide, there is no particular limitation on the portion serving as the sample contact portion 110. For example, as shown in FIG. 2A, the sample contact portion 110 can be provided near the end face, or can be provided at a position distant from the end face as shown in FIG. 2B. Although the cladding 102 is removed from the optical waveguide provided with the sample contact portion 110 in FIGS. 1 and 2, the sample contact portion 110 may be provided on the surface of the clad 102. In addition, the cladding 102 can be partially removed in the thickness direction to reduce the thickness. By removing the clad 102 and providing the sample contact portion 110 on the surface of the core 101, the sensitivity of the sensor can be further improved.
[0089]
From the simulation using the above equation (1), when the refractive index of the sample solution is 1.3334, it is preferable that the refractive index of the core 101 be 1.4 or more and 1.52 or less. By setting the ratio to 1.4 or more, the CD dependence of R can be improved, and detection can be performed with high accuracy and sensitivity. Further, by setting the ratio to 1.52 or less, it becomes possible to detect a change in reflectance with high accuracy and sensitivity in a range of a change in CD caused by adsorption or binding of the test substance to the sample contact portion 110 and concentration. . Examples of such a material include quartz, PMMA (polymethyl methacrylate), PE (polyethylene), PP (polypropylene), and the like.
[0090]
Next, the reason why the refractive index N of the sample contact portion 110 significantly increases from the refractive index of the sample liquid due to the concentration effect of the components in the sample contact portion 110 due to the adsorption of the test substance will be described.
[0091]
In the sensor according to the present embodiment, the components in the sample solution can be concentrated, for example, 1000 times or more by selectively adsorbing or binding the test substance to the sample contact portion 110 provided in the optical waveguide. With this concentration, the refractive index of the sample solution on the surface of the sample contact portion 110 becomes, for example, 10 ^-2 More than 10 ^-1 Increase to some degree. In general, polymer adsorption on the surface of a solid phase often becomes single molecule adsorption. The thickness of the adsorption layer formed at this time is, for example, 0.1 nm or more and several tens nm or less. For example, when the test substance is IgG (immunoglobulin G), the surface adsorption database ([online], Nicolau DV, [searched on September 10, 2002]), the Internet <URL: http: // www. From Bionanoeng.com/bad/db.html (2001)), when the film thickness is 10 nm and the molecular weight of IgG is 150,000, the IgG concentration in the thin film is 1.0 × 10 5 ^-2 g / ml or more 1.21 × 10 ^-1 g / ml or less. Protein concentration of 10 ^-5 g / ml, the refractive index of pure water becomes 2.0 × 10 ^-6 When the IgG changes in the above concentration range, for example, 10 ^-3 More than 10 ^-2 A degree of change in the refractive index occurs.
[0092]
As described above, in the type I sensor, a sufficient change in the refractive index is obtained by the selective adsorption or binding of the test substance to the sample contact portion 110, and light leakage from the sample contact portion 110 due to the change in the refractive index is obtained. By measuring the change of the test substance, the test substance can be detected with high accuracy and sensitivity.
[0093]
In the detection using the selective adsorption or binding of the test substance to the sample contact portion 110, a part of the clad 102 of the optical waveguide including the core 101 and the clad 102 is removed, and the surface of the core 101 is exposed to the sample contact portion. Further description will be given with reference to FIG. 10 and FIG. FIG. 10A shows a configuration in which the outer peripheral surface of the optical waveguide is a sample contact portion 110. Further, the sensor of FIG. 3A has a configuration in which the detection substance A is provided on the sample contact portion 110. When light is incident on such an optical waveguide, the light passes through the inside of the core 101 while being totally reflected, as indicated by the arrow in the figure. In the sample contacting section 110 from which the clad 102 has been removed, the liquid of the sample corresponds to the clad 102.
[0094]
On the other hand, as shown in FIG. 10B, when the test substance A ′ in the sample is adsorbed or bound to the sample contact section 110, the test substance A ′ is concentrated in the sample contact section 110, and the sample contact section 110 is concentrated. The refractive index of 110 increases. Further, as shown in FIG. 3B, when the test substance A ′ is selectively adsorbed or bound to the detection substance A provided in the sample contact section 110, the refractive index of the sample contact section 110 becomes more accurate. Change well. The change in the refractive index changes the confinement rate of light on the surface of the core 101, so that the amount of light leaking outside the sensor at the sample contact portion 110 changes. Therefore, the intensity of light passing through the sample contact portion 110 changes between FIGS. 10A and 10B, or between FIGS. 3A and 3B. By detecting this change, the presence or absence of the test substance A ′ in the sample contacting section 110 can be detected. In the case of the sensor shown in FIG. 3, the test substance A 'can be detected with higher accuracy and sensitivity by utilizing the selective adsorption or binding of the test substance A and the test substance A'.
[0095]
FIGS. 6A and 6B show an example in which a large molecule such as a protein is provided as a detection substance B at the sample contact portion, contrary to FIG. 6 (a) and 6 (b), similarly to FIG. 3, the test substance B ′ selectively adsorbs or binds to the detection substance B, thereby causing the sample contact as shown by the arrow in the figure. The refractive index of the surface of the core 101 in the portion changes. Due to this change in the refractive index, the confinement rate of light on the surface of the core 101 changes. Therefore, the intensity of light passing through the sample contact portion 110 changes between FIG. 6A and FIG. 6B. By this change, the presence or absence of the test substance B 'can be detected.
[0096]
In FIG. 6, when the change in the refractive index due to the adsorption or binding of the test substance B 'is small, the principle of the secondary antibody used in the enzyme-linked immunosorbent assay (ELISA) or the radioimmunoassay is applied. It can be used as a substance to improve detection sensitivity. For example, an antibody against the test substance B '(primary antibody) is immobilized on the surface of the optical waveguide as the detection substance B, and the sample contact section 110 is obtained. After contacting the sample contact portion 110 with the sample, the sample is brought into contact with a solution containing an antibody (secondary antibody) to the test substance B '. Then, the secondary antibody is further selectively adsorbed to the test substance B ′, and the refractive index changes relatively largely. By detecting this change, the sensitivity of the sensor can be improved. Also, of course, in FIG. 3, the change in the refractive index can be increased by using a secondary antibody.
[0097]
At this time, in the conventional ELISA method or radioimmunoassay, a secondary antibody labeled with an enzyme or a radioisotope is used, but the sensor of the present embodiment does not require the labeling of the secondary antibody. Therefore, in the sensor of the present invention, even when an additive substance is used, a complicated operation such as a labeling operation required in the conventional immunoassay is unnecessary, and the detection operation is simple. Further, as will be described later, by making the sample contact portion of the sensor of the present embodiment a chip type, the washing operation of the well, which is required in the conventional immunoassay, becomes unnecessary. In this case, the detection sensitivity can be further improved by a simple operation.
[0098]
As another method for improving detection sensitivity different from the method using a secondary antibody, a competitive reaction used in an immunoassay can be used. In this case, the test substance is fixed on the outer periphery of the optical waveguide. Then, a known amount of a detection substance is added to the sample in advance, and the sample is brought into contact with the sample contact portion 110. Since the selective adsorption or binding of the detection substance added to the sample to the immobilized test substance is inhibited by the test substance in the sample, the presence or absence of the test substance in the sample depends on the inhibition. Is detected.
[0099]
3, 6, and 10, it is preferable that the refractive index of the cladding 102 is made of a material smaller than the refractive index of the sample solution (in the above simulation, it is assumed that the refractive index is substantially equal to the refractive index of water). The reason will be described with reference to FIG.
[0100]
FIG. 20A is a diagram illustrating an optical waveguide including a clad 102 and a core 101 having a refractive index smaller than that of water. The clad 102 is partially removed, and a sample contact portion 110 is provided on the outer periphery of the core 101 from which the clad 102 has been removed. FIG. 20B is a diagram illustrating the relationship between the incident angle θ and the reflectance R for the portion where the cladding 102 is provided. FIG. 20C is a diagram showing the relationship between θ and R in a portion where the sample contact portion 110 is provided.
[0101]
In FIG. 20B, the refractive index difference between the clad 102 and the sample contact portion 110 can be further increased by making the refractive index of the clad 102 smaller than the refractive index of water. Critical angle θ at the interface with _c Becomes smaller. That is, the light confinement rate by the cladding 102 increases. By doing so, the incident angle θ of the light passing through the core 101 ₁ Can be made relatively small. θ = θ ₁ As shown in FIG. 20C, the light passing through the core 101 at the sample contact portion 110 has R <1. Therefore, θ _c Is smaller, θ ₁ Is large, and the change in the reflectance R at the second interface 151 can be detected with higher accuracy.
[0102]
The clad 102 can be made of any material as long as the refractive index after molding is lower than the refractive index of water (1.3334). For example, the refractive index is 1.292 to 1.312. Amorphous fluororesin such as Teflon AF1600 (manufactured by DuPont) such as Teflon AF1600 or Teflon AF2400.
[0103]
As described above, the sensor according to the present embodiment can detect a test substance in a sample with high sensitivity by a simple operation even when the sample is a trace amount such as a biological sample. In addition, the test substance only needs to be selectively adsorbed or bound to the detection substance, and after the adsorption or binding, emission and color development of the test substance are not required. Therefore, by using the sensor according to the present embodiment, it is possible to detect a sample having no light emission or coloring.
[0104]
As the detection and measurement using the sensor of the present embodiment, for example,
(I) Detection of test substance in sample
(Ii) screening for an unknown substance that selectively adsorbs or binds to the detection substance,
(Iii) Simultaneous detection of test substances with respect to a plurality of detection substances is possible for one sample.
[0105]
When performing these detection, measurement, and the like, the detection substance and the test substance provided in the sample contacting unit 110 are selected from a combination of selectively adsorbing or binding. Such a combination, for example,
(A) ligand and receptor,
(B) antigen and antibody,
(C) enzyme and substrate, enzyme and substrate derivative, or enzyme and inhibitor,
(D) sugar and lectin,
(E) DNA (deoxyribonucleic acid) and RNA (ribonucleic acid), or DNA and DNA,
(F) Proteins and nucleic acids
Can be used. In each combination, any one is a detection substance and the other is a test substance.
[0106]
In the case of (a), hormones such as steroids, physiologically active substances such as neurotransmitters, drugs, other blood factors, cell membrane receptors such as insulin receptors, or proteins and glycoproteins having affinity for the above receptors, Glycolipids or low molecular substances can be used.
In the case of (b), the antigen may be a low molecular substance such as a so-called hapten or a high molecular substance such as a protein. Examples of antigens include, for example, HCV antigens, tumor markers such as CEA and PSA, and, as described later in the fifth embodiment, human immunodeficiency virus (HIV), abnormal prions, proteins specific to Alzheimer's disease, and the like. Can be used.
In the case of (c), for example, a combination of influenza virus neuraminidase and a candidate inhibitor thereof, a reverse transcriptase of HIV virus and a candidate inhibitor thereof, or a combination of an HIV protease and a candidate inhibitor thereof can be used.
In the case of (d), for example, a combination of N-acetyl-D-glucosamine and wheat germ lectin, or a combination of concanavalin A (ConA) and ConA receptor glycoprotein as described later in the seventh embodiment can be used.
In the case of (e), as described later in the sixth embodiment, a mutated DNA and a complementary DNA to the mutated DNA can be used.
In the case of (f), for example, a combination of a DNA binding protein and DNA can be used.
[0107]
The detection substance can be configured to be physically adsorbed around the optical waveguide serving as the sample contact portion, or to be chemically bonded. The detection substance may be provided on a part of the periphery of the optical waveguide, for example, on the clad surface of the optical waveguide. More preferably, as shown in FIG. 3A, the detection substance A is provided on the exposed portion of the core 101 from which the cladding 102 has been removed. By providing the sample contact portion 110 containing the detection substance on the exposed surface of the core 101, the layer of the detection substance becomes a cladding layer for the core 101, and a very small signal of a change in the refractive index due to the binding of molecules can be obtained with higher precision. , With high sensitivity.
[0108]
As such a configuration, for example, a configuration in which a monomolecular film of the detection substance A or a laminated film is provided on the surface of the core 101 can be used.
[0109]
In the case where the detection substance A is chemically bonded, a spacer 109 can be appropriately provided between the core 101 and the detection substance A as shown in FIG. The spacer 109 is used to separate the detection substance A from the core 101 so that the selective adsorption or binding of the test substance A ′ and the detection substance A proceeds without steric hindrance. Refers to a compound to be inserted between them. This facilitates the adsorption or binding of the detection substance A and the test substance A ′ as shown in FIGS. 5 (a) and 5 (b). Also, by using hydrophilic molecules for the spacer 109, non-selective adsorption of unintended components on the surface of the optical waveguide can be suppressed. It is preferable that the chain length of the spacer 109 is relatively short. Further, those having an active group are preferred. This is because the operation of immobilizing the detection substance A becomes simpler. The active group is not particularly limited as long as it is a functional group having reactivity with the detection substance A. If the spacer 109 has no active group, the functional group of the spacer 109 and the detection substance A are bonded using a condensing reagent or the like. For example, a thiol group, an amino group, a carboxyl group, an aldehyde group, a hydroxyl group, etc. of the detection substance A can be used.
[0110]
As the spacer 109, a molecule used in affinity chromatography, SPR method or the like can be appropriately selected. For example, hexamethylene diamine (HMDA), ethylene glycol diglycidyl ether (EGDG), polyethylene glycol having a short chain length ( PEG), polyethylene oxide (PEO), dextran or a derivative thereof, and the like.
[0111]
Further, instead of the configuration in which the detection substance A is immobilized on the surface of the optical waveguide, a configuration in which a template polymer layer to which the test substance A ′ can be bound by a molecular imprinting method may be provided.
[0112]
Next, an example of a device configuration of a type I sensor is shown in FIGS.
[0113]
The sensor shown in FIG. 4A includes an optical waveguide provided with a sample contact portion 110, a light source 105 for causing light to enter the optical waveguide, and light reflected by the sample contact portion 110 and passing through the optical waveguide again. And a light receiving unit 106 for detecting The sensor shown in FIG. 4B includes an optical waveguide provided with a sample contact portion 110, a light source 105 for making light incident on the optical waveguide, a concave mirror 108 for detecting light leakage at the sample contact portion 110, and a concave mirror 108. And a light receiving unit 106 for detecting light collected by the light receiving unit. 4A and 4B, the optical waveguide provided with the sample contact portion 110 can be configured to be detachable from the tip of the optical waveguide as a chip as described later.
[0114]
As the light source 105, an ultraviolet light source, a visible light source, or the like can be used. For example, LEDs (light emitting diodes) of various wavelengths, laser diodes, halogen lamps, and the like can be used. The light receiving unit 106 is not particularly limited as long as it can detect light incident from the light source 105. For example, a phototransistor or a photodiode can be used.
[0115]
In the sensor shown in FIG. 4A, a reflection portion 104 for reflecting light reflected at the sample contact portion 110 and guiding the light to the light receiving portion 106 is provided on the end face of the optical waveguide. In FIG. 4A, the reflecting portion 104 is provided on the end face of the optical waveguide, but may be provided at an appropriate position on the outer peripheral surface of the optical waveguide. In this sensor, of the light incident from the light source 105, light that has not leaked out of the core 101 is reflected by the reflector 104, and reaches the light receiver 106 via the half mirror 107. By analyzing this light, the presence of the test substance can be detected. Although the half mirror 107 is used in FIG. 4A, other spectroscopic devices can be used.
[0116]
The sensor illustrated in FIG. 4B is configured such that the light receiving unit 106 directly detects light leaked from the sample contact unit 110. In this sensor, a concave mirror 108 for guiding the light leaked from the sample contact portion 110 to the light receiving portion 106 is provided. The light emitted from the core 101 is reflected by the concave mirror 108 and is focused on the light receiving unit 106 provided at a position where the concave mirror 108 becomes a focal point. By doing so, the light leaked from the sample contact section 110 can be directly collected by the light receiving section 106 and measured. Therefore, in the case of FIG. 4B, there is no influence of a change in light intensity caused by passing through the optical waveguide again as shown in FIG. 4A, and the detection sensitivity of the sensor can be further increased. For the concave mirror 108, for example, a parabolic mirror surface can be used.
[0117]
In addition to the configuration in FIG. 4, a light source control unit 121, a data processing unit 122, a data storage unit 123, and an output unit 124 may be provided as shown in FIG. The light source control unit 121 is connected to the light source 105 and controls the intensity of emitted light from the light source 105, the emission angle, and the like. Further, the data processing unit 122 is connected to the light source control unit 121 and the light receiving unit 106, and based on the intensity of light incident on the optical waveguide from the light source 105 and the intensity of light detected by the light receiving unit 106, the sample It functions as a calculation unit that calculates a change in optical characteristics of the unit 110. The calculation result in the data processing unit 122 can be output from the output unit 124, and can also be stored in the data storage unit 123.
[0118]
As shown in FIG. 7, the sensor of the present invention can be configured such that the optical waveguide provided with the sample contact portion 110 can be detached from the sensor. FIG. 7 shows that the tip 113 of the optical waveguide 112 is connected to the optical waveguide 112 by the connecting member 111. With such a configuration, the sensor can be a disposable chip type. In this way, the chip 113 having the detection substance A selectively adsorbing or binding to the molecule to be detected and searched is selected according to the molecule to be detected and searched, and connected as a part of the optical waveguide 112 by the connecting member 111. It becomes easy to do.
[0119]
In addition, in a detection method using adsorption or binding of a test substance and a detection component, it is usually difficult to remove the test substance by washing a used sensor. Therefore, it is extremely difficult to use the sensor for detection again, especially when the components are minute. On the other hand, in the sensor shown in FIG. 7, by adopting the configuration of the chip 113, the sensor does not need to be washed, so that the measurement can be performed with high detection accuracy and sensitivity and simple operation.
[0120]
Further, by using a chip type sensor, the operation becomes simple even when a large number of samples need to be measured. FIG. 12 and FIG. 13 are diagrams illustrating an example of the configuration of a sensor that simultaneously measures a large number of samples. As shown in FIG. 12, different samples are injected into each well 134 such as a microtiter plate. The number of chips 133 equal to the number of samples is connected to the optical fiber 131 via the connector 132. Thus, a sensor having the configuration shown in FIG. 13 is obtained. By immersing the chip 133 of the sensor of FIG. 13 in each well 134, a test substance that selectively adsorbs or binds to the detection substance can be screened at once in a short time. Therefore, screening of a receptor for a test substance to detect the action mechanism of a trace amount of a physiologically active substance, and detection and quantification of the test substance in a sample can be easily performed.
[0121]
In the sensor shown in FIG. 7, since the chip 113 is small, a plurality of chips 113 can be simultaneously immersed in one sample liquid to measure a plurality of test substances at the same time.
[0122]
It is to be noted that continuous measurement can be performed on a plurality of samples even when the sample contacting section 110 is provided in the flow path without using a chip-type sensor. An example of such a device is shown in FIG. The sensor in FIG. 14 is a sensor in which an optical waveguide is provided in a flow path 136 which is shielded from light by a flow path wall 135, and a sample contact portion 110 is provided in a part of the optical waveguide. When measurement is performed on a plurality of samples including the test substance using the sensor of FIG. 14, the first sample is caused to flow through the flow path 136, and after the measurement, the test substance is washed and removed from the detection substance. After the replacement with a buffer solution or the like, the measurement is performed on the second sample. By repeating similar steps, measurement can be performed on a plurality of samples. As a method for washing and removing the test substance, a method that can be used for washing and elution by affinity chromatography, such as a method of flowing a high-concentration salt solution through the channel 136, can be adopted.
[0123]
As described above, the example of measuring the change in the refractive index due to the selective adsorption or binding between the detection substance and the test substance has been described. However, the color development, light emission, and discoloration when the test substance is adsorbed or bonded to the sample contact portion 110 are described. Alternatively, it may be configured to detect decolorization or extinction.
[0124]
For example, when the test substance is a protein containing tyrosine, tryptophan, or phenylalanine, the sample contact portion 110 is selectively adsorbed or bound, so that the sample contact portion 110 can be derived from tyrosine, tryptophan, or phenylalanine, usually from 260 nm to 280 nm. The light of the wavelength is absorbed. Therefore, for example, in the sensor having the configuration shown in FIG. 4B, by detecting the light of 280 nm from the light source 105, the test substance in the sample liquid can be detected.
[0125]
In addition to the change in absorbance, when the fluorescence intensity or the like changes due to selective adsorption or binding between the detection substance and the test substance, the change can be detected. For example, by immobilizing a probe, such as Fura 2 (manufactured by Dojindo Laboratories) whose fluorescence intensity changes according to the calcium ion concentration, to an optical waveguide, the change in the calcium ion concentration in the sample can be detected. Can be.
[0126]
Note that, even when the test substance is detected using color development, light emission, discoloration, decolorization, or quenching, for example, as shown in FIG. 2A and FIG. By providing the sample contact portion 110 on the surface, the surface area of the sample contact portion 110 can be increased as compared with the case where the sample contact portion 110 is provided on the end face of the optical waveguide. Therefore, the detection sensitivity can be improved. In addition, it is preferable to select a material that does not have absorption characteristics or the like in a wavelength region used for detection for the optical waveguide. For example, in the case of detection using light absorption derived from the above amino acids, an optical waveguide made of quartz glass or the like is preferably used.
[0127]
Next, an analysis system using a type I sensor will be described. FIG. 41 is a diagram illustrating an example of the configuration of the analysis system. The analysis system of FIG. 41 analyzes a test substance in a sample. When a sample, for example, serum or plasma, is introduced into the sample introduction unit, the solution driving unit sends the amount of the sample specified by the condition setting unit to the sensor of the present case. The sensor of the present case can adopt, for example, the configuration of FIG. Also, whether or not the sensor is a chip type is appropriately selected. When the sensor of the present case is the sensor of FIG. 14, after detecting the test substance in the sample and outputting and storing the result as necessary, the solution driving unit is driven by the type designated by the condition setting unit. And an amount of detergent, for example, a high-concentration salt solution, a surfactant, a normal buffer, etc., are sent to the sensor of the present invention at specified intervals, and the sample is discharged to a waste liquid reservoir, and the sample contact portion 110, the flow path 136, etc. Wash.
[0128]
With such an analysis system, the detection efficiency of the test substance is further improved. Therefore, when applied to a clinical test system, for example, it is possible to execute isozyme analysis.
[0129]
In the analysis system of FIG. 41, a chromatography unit including a separation device such as a gel filtration column may be provided between the solution driving unit and the sensor of the present invention. This configuration is shown in FIG. With such a configuration, for example, an isozyme analysis can be performed.
[0130]
Further, a reaction unit can be provided between the solution driving unit and the sensor of the present invention. FIG. 42B is a diagram showing this configuration. In the reaction unit, the sample sent from the solution driving unit and a necessary reagent are mixed and reacted for a certain time. The sample reacted in the reaction section is sent to the sensor of the present case. The reaction performed in the reaction section is, for example, a reaction of digesting sugar chains attached to proteins by enzymatic removal, and when a cell destruction product is selected as a sample, a lipid bound to the cell membrane is removed by a surfactant or A reaction for dissolving and removing with a lipolytic enzyme to obtain a membrane protein can be performed. Further, a reagent holding section for holding and supplying a necessary reagent to the reaction section may be connected.
[0131]
Further, when the sensor of the present case is provided in the flow path as shown in FIG. 14, a configuration may be adopted in which the test substance adsorbed on the surface of the sample contact portion 110 is recovered after detection. This configuration is shown in FIG. In FIG. 42 (c), a test substance recovery unit is provided in addition to the waste liquid reservoir. First, the sample contact portion 110 is washed with a normal buffer or the like. Next, a high-concentration salt solution or the like for recovering the test substance is caused to flow, and the test substance is guided to the test substance recovery section. Then, a normal cleaning operation is performed to guide the cleaning liquid to the waste liquid reservoir. In this way, the test substance adsorbed or bound to the sample contact portion 110 can be released again into the solution and recovered.
[0132]
Next, a method for manufacturing the sensor shown in FIG. 4 will be described.
[0133]
First, the detection substance is fixed to the surface of the optical waveguide serving as the sample contact portion 110, in FIG. 4, the surface of the core 101 from which the clad 102 has been removed, and the sample contact portion 110 is provided. The sample contact portion 110 is provided directly or via a non-metallic material on the outer peripheral surface of the optical waveguide.
[0134]
As a method of removing the clad 102 of the optical waveguide, a method of exposing the core 101 by laser light irradiation, a method of etching, or the like can be used. Further, at the time of manufacturing the optical waveguide, an exposed portion of the core 101 can be provided. For example, the core 101 is formed by forming the clad 102 having a concave portion, pouring a monomer solution to be the core 101 into the obtained concave portion, and performing photopolymerization. Then, a monomer solution to be the clad 102 is poured into the upper surface of the core 101 while leaving a part to be the sample contact part 110, and photopolymerization is performed to obtain a plate-shaped optical waveguide in which the core 101 is partially exposed. be able to.
[0135]
As a method for immobilizing the detection substance on the surface of the optical waveguide, for example, a method such as a physical adsorption method or a covalent bonding method can be used.
[0136]
When the physical adsorption method is used, for example, a monomolecular film of the detection substance can be prepared and adsorbed on the surface of the optical waveguide.
[0137]
When the covalent bonding method is used, the surface of the optical waveguide is modified to introduce a reactive functional group or an active group, and a solution containing a detection substance is brought into contact with the optical waveguide, and the detection substance is applied to the surface of the optical waveguide. Can be combined. The method for modifying the surface of the optical waveguide can be appropriately selected according to the purpose. For example, a plasma treatment, a treatment with an ion beam, an electron beam treatment, or the like can be used. At this time, a spacer molecule can be immobilized on the surface of the optical waveguide, and the spacer molecule and the detection substance can be bonded.
[0138]
When an optical waveguide made of quartz glass or the like is used, a coupling agent such as a silane coupling agent can be used to chemically bond a detection substance to the surface. When a coupling agent is used, after applying the coupling agent to the surface of the optical waveguide, an organic functional group of the coupling agent is bonded to the detection substance. At this time, for example, a thiol group, an amino group, a carboxyl group, an aldehyde group, a hydroxyl group, or the like of the detection substance can be used. Further, a method using a condensing reagent such as a carbodiimide method, or a thiol coupling method may be used. If necessary, an activating agent such as N-hydroxysuccinimide may be used. If the test substance is biotinylated in advance, avidin or streptavidin can be immobilized on the surface of the optical waveguide, and the test substance can be selectively adsorbed by the interaction between biotin and avidin.
[0139]
It is preferable that the fixed density of the detection substance on the optical waveguide is sufficiently dense so that the test substance can bind to the detection substance. By doing so, it is possible to suppress other substances contained in the sample from being non-selectively adsorbed or bonded to the optical waveguide surface.
[0140]
Further, instead of the method of immobilizing the detection substance as a method of manufacturing the sample contact portion 110, a template polymer layer to which a test substance can be bound may be provided on the surface of the optical waveguide by using a molecular imprinting method.
[0141]
The molecular imprinting method is a method of synthesizing a polymer material that recognizes the target molecule in a tailor-made manner in one step according to a target molecule, and is specifically performed as follows. First, using a target molecule as a template, a functional monomer is bound by a covalent bond or a non-covalent bond to form a template molecule-functional polymer complex. Here, a bifunctional or higher functional monomer having a functional group capable of binding to the template molecule and a polymerizable group such as a vinyl group can be used as the functional monomer. Next, a crosslinking agent and a polymerization initiator are added to the solution containing the template molecule-functional monomer complex, and a polymerization reaction is performed on the outer peripheral surface of the optical waveguide. Then, the template molecule is decomposed and removed from the polymerized polymer by, for example, enzymatic decomposition. Then, a specific binding site with the template molecule is formed in the obtained polymer.
[0142]
When the sensor according to the present embodiment has the configuration shown in FIG. 4A, the reflection unit 104 is provided. This can be performed by, for example, bonding a reflective member to the end face of the optical waveguide or vapor-depositing metal.
[0143]
As described above, the light source 105 is connected so that light can be made incident on the optical waveguide provided with the sample contact section 110, and the light receiving section 106 is installed as shown in FIG. 4A or 4B.
[0144]
Then, as shown in FIG. 9, the light source 105 and the light source control unit 121 are connected, and the light receiving unit 106 and the data processing unit 122 are connected. The light source control unit 121 and the data processing unit 122 are connected, and the data processing unit 122 is connected to the data storage unit 123 and the output unit 124.
[0145]
[Type II sensor]
Next, the invention relating to the type II sensor will be described. The type II sensor is a sensor that provides a sample contact portion on the surface of a substrate and uses this as a chip to perform quantitative analysis of an analyte, analysis of affinity, and the like.
[0146]
FIG. 23 is a diagram illustrating the measurement principle of the sensor according to the present embodiment. FIG. 23 is a diagram corresponding to FIG. 8 in the type I sensor, and the core 101 in FIG. 8 corresponds to the substrate 157 in FIG.
[0147]
In FIG. 23, the sample contact portion 110 is provided on the surface of the substrate 157. Water (refractive index: 1.3334) exists outside the sample contact portion 110. As described above with reference to FIGS. 3 and 6 in the type I sensor, the sample contact portion 110 may include a detection substance that selectively adsorbs or binds to the test substance. For example, FIG. 18 shows a substrate 157 in which the detection substance A is immobilized on the sample contact portion 110. FIGS. 18A and 18B correspond to FIGS. 3A and 3B of the type I sensor, respectively. By using the detection substance A, accuracy and sensitivity can be improved even in a type II sensor.
[0148]
In FIG. 23 as well, the interface between the substrate 157 and the sample contact portion 110 is referred to as a first interface 149, and the interface between the sample contact portion 110 and water is referred to as a second interface 151, as in FIG. When light is incident on the substrate 157 from the outside at an angle θ, the above equations (1) to (5) can be applied similarly to the type I sensor. When a simulation is performed on the relationship between θ and R according to the change in the concentration of the test substance, the same results as in FIGS. 17, 19, and 25 to 29 are obtained. Therefore, in the type II sensor, the concentration of the test substance can be quantified by changing the angle θ of the light incident on the substrate 157.
[0149]
The principle that a sufficient refractive index change can be obtained by the concentration effect in the sample contact portion 110 due to the selective adsorption or binding of the test substance to the sample contact portion 110 is the same as that of the type I sensor. Also, as described with reference to FIGS. 3, 6, and 10 in the type I sensor, the light in the substrate 157 also occurs in the type II sensor by the adsorption or binding of the test substance to the sample contact portion 110. , The reflectance R changes. Accordingly, even in the type II sensor, a sufficient change in the refractive index can be obtained by the selective adsorption or binding of the test substance to the sample contact portion 110, so that the reflected light at the second interface 151 due to the change in the refractive index can be obtained. Alternatively, the analyte can be quantified with high accuracy and sensitivity by measuring the change in transmitted light. In the case of type II sensors, when the change in the refractive index due to the adsorption or binding of the test substance is small, the change in the refractive index may be increased by using a secondary antibody or applying a competitive reaction. Therefore, the sensitivity of the sensor can be improved.
[0150]
The same material as the material used for the core 101 in the type I sensor can be used for the substrate 157. Either an inorganic substance or an organic substance may be used. For example, polymethyl methacrylate (PMMA), fluorinated polyimide, polysilane, epoxy resin, quartz glass, or the like can be used. Among them, quartz-based glass and transparent resin materials such as PMMA (polymethyl methacrylate), PE (polyethylene), and PP (polypropylene) are preferably used.
[0151]
FIG. 15A shows a sensor unit 159 including a chip 141 and a holder 143. FIGS. 15B and 15C are cross-sectional views taken along the line AA ′ of FIG. As shown in FIGS. 15B and 15C, the chip 141 has a sample contact portion 110 formed on the surface of a substrate 157 which is a plate-shaped optical waveguide. The above-described method can be used for forming the sample contact portion 110 on the substrate 157. The holder 143 is provided with a channel 145 and a channel 147 to form a channel system.
[0152]
FIG. 24 is a diagram illustrating a configuration of the sensor unit 159 used for the type II sensor. 24, the substrate 157 is formed in a tapered shape. The holder 143 is formed in a shape corresponding to the taper of the substrate 157. With this configuration of the sensor unit 159, the mounting of the chip 141 on the holder 143 is ensured, so that the measurement accuracy can be improved.
[0153]
FIG. 16 is a diagram for explaining a configuration of a sensor using the sensor unit 159 of FIG. The sample liquid is brought into contact with the sample contact portion 110 by setting the holder 143 on which the chip 141 is set in the micro channel system 153 and flowing the sample liquid through the channel system. Light is emitted from the light source 105 to the substrate 157, and reflected light is detected by the light receiving unit 106. A variable angle operation unit (not shown in FIG. 16) is provided so that the incident angle from the light source 105 to the sample contact unit 110 can be continuously changed. Although there is no particular limitation on the manner in which the deflection operation unit is provided, for example, the configurations shown in FIGS. 30 and 31 can be used.
[0154]
FIG. 30 shows an example in which a sensor support section 161 for controlling the position of the sensor section 159 is further provided as a deflection operation section in the sensor of FIG. The sensor support section 161 functions as a variable angle operation section, and adjusts the position of the sensor section 159. As shown in FIGS. 30A and 30B, when the position of the sensor unit 159 changes, the incident angle of light from the light source 105 changes. At this time, since the emission angle of the reflected light also changes, the light receiving unit 106 is provided with the light receiving unit support 165 in FIG. Usually, the light receiving unit 106 is positioned so as to receive the specularly reflected light.
[0155]
FIG. 31 shows an example of a configuration in which the light source 105 is provided with the light source support 163 and the light source 105 is controlled. In FIG. 31, as the position of the light source 105 changes, the angle of incidence on the sensor unit 159 changes continuously. At this time, the light receiving unit 106 is also controlled by the light source support unit 163, and can receive reflected light at an appropriate position. Usually, the light receiving unit 106 is positioned so as to receive the specularly reflected light.
[0156]
By changing the incident angle from the light source 105 to the substrate 157 using the sensor of FIG. 16, the amount of the test substance in the sample can be determined. This principle is as described above with reference to FIGS. 25 to 29 and FIG. FIG. 21 is a diagram showing an example of a measurement result using the sensor of FIG. 16 in comparison with the case of SPR sensor measurement. As shown in FIG. 21A, in the sensor of FIG. 16, by changing the incident angle of light on the substrate 157 and measuring the reflectance R, the concentration of the test substance CD in the sample and FIG. At the second interface 151, that is, the interface between the sample contact portion 110 and the sample liquid, and the increase in the critical angle. On the other hand, the SPR sensor uses the principle that the intensity of emitted light at a specific emission angle decreases due to resonance between plasmons generated in a gold thin film and incident light. Then, the amount of molecules on the surface of the gold thin film is measured based on the phenomenon that when molecules are present on the surface of the gold thin film, the angle at which the intensity of the emitted light decreases changes. The sensor of FIG. 16 does not require plasmon resonance occurring on the gold thin film and its surface, and thus has a completely different measurement principle and configuration from the SPR sensor.
[0157]
In addition, kinetic analysis can be performed on the interaction between the test substance and the detection substance using the sensor of FIG. FIG. 21 (b) is a diagram showing an example of a schematic shape of a graph obtained when measuring the time change of the test substance concentration CD. From FIG. 21B, the slope of the straight line portion of the graph is the reaction rate constant k. When k is used, the dissociation constant K between the two molecules in the equilibrium state is obtained. _D Or K _D Affinity constant K which is the reciprocal of _A Can be requested. Also, K _D Alternatively, it can be calculated from the equilibrium value of the increment of the critical angle in each CD using a Scatchard plot.
[0158]
As described above, the sensor of FIG. 16 using the chip 141 in which the sample contact portion 110 is provided on the surface of the flat optical waveguide does not need to provide a metal thin film on the surface of the substrate 157 as in the case of the SPR method. Configuration. Further, like the sensor of FIG. 7 in the type I sensor, the chip 141 can be disposable, so that the sample contact portion 110 does not need to be washed. Therefore, even in the type II sensor, the test substance can be quantified with high sensitivity and accuracy.
[0159]
FIG. 40 is an example showing a configuration in which the light receiving unit 106 is arranged on the sample solution side in the sensor of FIG. In the sensor shown in FIG. 40, light transmitted from the sample contact section 110 to the sample solution side is detected by the light receiving section 106. Therefore, the sensors of FIGS. 16 and 40 correspond to FIGS. 4A and 4B of the type I sensor, respectively. In the type II sensor as well, by adopting a configuration for measuring light leakage as shown in FIG. 40, light leaked from the sample contact portion 110 can be directly collected by the light receiving portion 106 and measured. In this case, the S / N (signal-to-noise) ratio is increased as compared with the case of measuring the difference between the amount of light in the state where the test substance is not present and the amount of light in the state where the test substance is present as in the configuration of FIG. Can be.
[0160]
It should be noted that the light receiving unit 106 detects the reflected light at the interface between the sample contacting unit 110 and the sample solution, and the light receiving unit 106 detects the transmitted light passing through the sample contacting unit 110. As in the case of the sensor I, a light collecting unit for guiding the light leaked from the sample contact unit 110 to the light receiving unit 106 may be provided. By doing so, the light transmitted through the sample contacting part 110 is reflected by the light collecting part, and is collected by the light receiving part 106 installed at a position that is a focal point of the light collecting part. Therefore, the detection sensitivity of the sensor can be further increased. For example, in the sensor of FIG. 40, a concave mirror 108 is provided. For the concave mirror 108, for example, a parabolic mirror surface can be used.
[0161]
The measurement method for changing the incident angle from the light source 105 to the chip 141 has been described above for the type II sensor. Here, the reflectance at the second interface 151 in FIG. 23 also changes depending on the wavelength of the incident light. Therefore, the relationship between the wavelength λ of the incident light and the reflectance R at the second interface 151 when the concentration of the test substance in the sample contact portion 110 is changed will be described below.
[0162]
Chip 141 is N _s = 1.45, the refractive index of the sample solution was 1.3334, d = 10 nm, and the incident angle θ = 1.2 (rad). The test substance was a protein, and the concentration was CD (g / ml). Then, a simulation using the above equations (1) to (5) was performed on the relationship between λ and R when the protein concentration CD (g / ml) corresponding to N was changed. λ was changed from 200 nm to 800 nm.
[0163]
32 to 38 are diagrams each showing a part of the result of the simulation. The CD increases from FIG. 32 to FIG. For example, referring to FIG. 35, it can be seen that λ has a critical value, and the reflectance R is significantly reduced at this wavelength. The critical value of this lambda is referred to as _c Call. 32 to 38, λ _c Shifts to the longer wavelength side as the CD increases, and as the CD increases, λ> λ _c It can be seen that the reflectivity at is low.
[0164]
Then, when the results of FIGS. 32 to 38 are summarized, a graph shown in FIG. 39 is obtained. FIG. 39 shows CD and λ _c FIG. From FIG. 39, depending on the concentration of the test substance adsorbed or bound to the sample contact portion 110, λ _c Has changed significantly. When the test substance is adsorbed or bound to the sample contact section 110, the test substance is concentrated in the sample contact section 110, and the refractive index of the sample contact section 110 changes. Then, the transmission wavelength λ at the second interface 151 _c Increases, the light having a large incident wavelength λ cannot be totally reflected at the second interface 151, and is transmitted. Therefore, by detecting the change in the reflectance, the test substance can be detected.
[0165]
When detecting a test substance using the relationship between CD and λ as shown in FIG. 39, it is preferable that CD is concentrated to 0.4 g / ml or more in the sample contact portion 110. That is, it is preferable that the concentration of the test substance in the sample is relatively high. By setting the CD to 0.4 g / ml or more, λ _c Can be made larger than the absorption wavelength of the chip 141 itself, so that the measurement can be performed with high accuracy.
[0166]
As detection and measurement using a type II sensor, for example,
(I) Detection of test substance in sample
(Ii) screening for an unknown substance that selectively adsorbs or binds to the detection substance,
(Iii) Simultaneous detection of test substances with respect to a plurality of detection substances for one sample;
(Iv) quantification of the test substance in the sample,
(V) affinity analysis between the test substance and the detection substance (calculation of binding constant, etc.),
Etc. are possible. Further, by using the measurement of (v), application to proteomics or the like is also possible.
[0167]
When performing these detections, measurements, and the like, the detection substance and the test substance provided in the sample contact section 110 are selected from combinations that selectively adsorb or bind, similarly to the type I sensor. Such a combination, for example,
(A) ligand and receptor,
(B) antigen and antibody,
(C) enzyme and substrate, enzyme and substrate derivative, or enzyme and inhibitor,
(D) sugar and lectin,
(E) DNA (deoxyribonucleic acid) and RNA (ribonucleic acid), or DNA and DNA,
(F) Proteins and nucleic acids
Can be used. In each combination, any one is a detection substance and the other is a test substance.
[0168]
In the case of (a), hormones such as steroids, physiologically active substances such as neurotransmitters, drugs, other blood factors, cell membrane receptors such as insulin receptors, or proteins and glycoproteins having affinity for the above receptors, Glycolipids or low molecular substances can be used.
In the case of (b), the antigen may be a low molecular substance such as a so-called hapten or a high molecular substance such as a protein. Examples of antigens include, for example, HCV antigens, tumor markers such as CEA and PSA, and, as described later in the fifth embodiment, human immunodeficiency virus (HIV), abnormal prions, proteins specific to Alzheimer's disease, and the like. Can be used.
In the case of (c), for example, a combination of influenza virus neuraminidase and a candidate inhibitor thereof, a reverse transcriptase of HIV virus and a candidate inhibitor thereof, or a combination of an HIV protease and a candidate inhibitor thereof can be used.
In the case of (d), for example, a combination of N-acetyl-D-glucosamine and wheat germ lectin, or concanavalin A (ConA) and ConA receptor glycoprotein can be used.
In the case of (e), a mutated DNA and a complementary DNA to the mutated DNA can be used.
In the case of (f), for example, a combination of a DNA binding protein and DNA can be used.
[0169]
In the case of the type II sensor as well, as in the case of the type I sensor, the test substance may be selectively adsorbed or bound to the detection substance, and after the adsorption or binding, no emission or coloring of the test substance is required. Therefore, a sample having no luminescence or coloring can be quantified.
[0170]
In the type II sensor, the analyte can be physically or chemically immobilized on the surface of the substrate 157 in the sample contact portion 110 as in the type I sensor. Regarding the fixing method, a method similar to that of the type I sensor can be adopted, and a spacer may be used as described above with reference to FIG.
[0171]
FIG. 22 is a diagram showing an example of a device configuration using the sensor of FIG. As shown in FIG. 22, the holder 143 is connected to the micro channel system 153. The microchannel system 153 is provided with channels for a sample solution and a buffer solution for channel cleaning, and is connected to the liquid sending system 155. When measuring a large number of samples, an autosampler may be connected to the microchannel system 153. The light source 105 is provided at a position where light enters the chip 141. The light source 105 is, for example, an angle-variable laser light source. Further, the light source 105 may be provided with the above-described deflection operation unit. The light source control unit 121 connected to the light source 105 and the data processing unit 122 adjusts the intensity and wavelength of light emitted from the light source 105. Further, the light receiving unit 106 is provided at a position where the reflected light from the chip 141 is detected. As the light receiving unit 106, a sensor similar to the type I sensor can be used. At this time, a concave mirror 108 may be provided as necessary in order to ensure light collection on the light receiving unit 106. As the concave mirror 108, for example, a parabolic mirror surface can be used, and it is preferable that the light receiving unit 106 be installed at a position where the concave mirror 108 becomes a focal point.
[0172]
A sample is caused to flow through the microchannel system 153 of the obtained sensor. When the sample comes into contact with the sample contact portion 110, the refractive index of the sample contact portion 110 changes according to the amount of the test substance in the sample. Then, the intensity of light emitted from the chip 141 changes, and this is detected by the light receiving unit 106. Further, processing is performed by the data processing unit 122 in accordance with the intensity of light detected by the light receiving unit 106, and values such as a concentration and a coupling constant are calculated. For example, when the measurement is performed while changing the incident angle from the light source 105 to the chip 141, as described above with reference to FIG. 21, the relationship between the incident angle and the change in the intensity of the light detected by the light receiving unit 106 is determined by data processing. The analysis is performed by the unit 122. The processing result in the data processing unit 122 is stored in the data storage unit 123. In addition, a change in the optical characteristics of the sample contact unit 110 can be output from the output unit 124.
[0173]
The device configuration using the sensor of FIG. 40 can be the same as that of FIG. In this case, as described above, the light receiving unit 106 detects the intensity of transmitted light that has passed through the sample contact unit 110.
[0174]
As described above, the type II sensor can easily quantify the test substance and analyze the interaction with the detection substance with high accuracy and sensitivity.
[0175]
As described above, the example of measuring the change in the refractive index due to the selective adsorption or binding between the detection substance and the test substance has been described. However, in the above-described sensor, the test substance It is also possible to detect color development, light emission, discoloration, decolorization or extinction when is adsorbed or bonded.
[0176]
For example, when the test substance is a protein containing tyrosine, tryptophan, or phenylalanine, the sample contact portion 110 is selectively adsorbed or bound, so that the sample contact portion 110 can be derived from tyrosine, tryptophan, or phenylalanine, usually from 260 nm to 280 nm. The light of the wavelength is absorbed. Accordingly, for example, in the sensor having the configuration shown in FIG. 24, by detecting light of 280 nm from the light source 105, the test substance in the sample liquid can be detected.
[0177]
In addition to the change in absorbance, when the fluorescence intensity or the like changes due to selective adsorption or binding between the detection substance and the test substance, the change can be detected. For example, by immobilizing a probe, such as Fura 2 (manufactured by Dojindo Laboratories) whose fluorescence intensity changes according to the calcium ion concentration, to an optical waveguide, the change in the calcium ion concentration in the sample can be detected. Can be.
[0178]
Note that in the case where a test substance is detected using color development, light emission, discoloration, decolorization, or quenching, it is preferable to select a material that does not have absorption characteristics or the like in a wavelength region used for detection for the substrate 157. For example, in the case of detection using light absorption derived from the above amino acids, a substrate 157 made of quartz glass or the like is preferably used.
[0179]
Next, an analysis system using a type II sensor will be described. FIG. 41 is a diagram illustrating an example of the configuration of the analysis system. The analysis system of FIG. 41 can analyze a test substance in a sample, and can be applied to a type II sensor as well as a type I sensor. When a sample, such as serum and plasma, is introduced into the sample introduction unit, the solution driving unit sends the amount of the sample specified by the condition setting unit to the sensor of the present case. The sensor of the present invention is not particularly limited as long as it is a type II sensor, but for example, the configuration shown in FIG. 24 can be employed. Also, whether or not the sensor is a chip type is appropriately selected. When the sensor of the present case is the sensor shown in FIG. 24, after quantifying the test substance in the sample, outputting and storing the result as necessary, the solution driving unit sets the type designated by the condition setting unit. And an amount of a detergent, for example, a high-concentration salt solution, a surfactant, a normal buffer, etc., are sent to the sensor of the present invention at designated intervals, and the sample is discharged into the waste liquid reservoir, and the flow paths 145, 147, etc. Wash. If the sensor of the present case is not of a chip type, the sample contact portion 110 is also cleaned.
[0180]
With such an analysis system, the detection efficiency of the test substance is further improved. Therefore, when applied to a clinical test system, for example, it is possible to execute isozyme analysis.
[0181]
In the analysis system of FIG. 41, a chromatography unit including a separation device such as a gel filtration column may be provided between the solution driving unit and the sensor of the present invention. This configuration is shown in FIG. With such a configuration, for example, an isozyme analysis can be performed.
[0182]
Further, a reaction unit can be provided between the solution driving unit and the sensor of the present invention. FIG. 42B is a diagram showing this configuration. In the reaction unit, the sample sent from the solution driving unit and a necessary reagent are mixed and reacted for a certain time. The sample reacted in the reaction section is sent to the sensor of the present case. The reaction performed in the reaction section is, for example, a reaction of digesting sugar chains attached to proteins by enzymatic removal, and when a cell destruction product is selected as a sample, a lipid bound to the cell membrane is removed by a surfactant or A reaction for dissolving and removing with a lipolytic enzyme to obtain a membrane protein can be performed. Further, a reagent holding section for holding and supplying a necessary reagent to the reaction section may be connected.
[0183]
Further, after the quantification, the test substance adsorbed on the surface of the sample contact portion 110 may be collected. FIG. 42 (c) is a diagram showing this configuration. In this case, a test substance recovery unit is provided in addition to the waste liquid reservoir. First, the sample contact portion 110 is washed with a normal buffer or the like. Next, a high-concentration salt solution or the like for recovering the test substance is caused to flow, and the test substance is guided to the test substance recovery section. Then, a normal cleaning operation is performed to guide the cleaning liquid to the waste liquid reservoir. In this way, the test substance adsorbed or bound to the sample contact portion 110 can be released again into the solution and recovered.
[0184]
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in more detail. The first to seventh embodiments relate to a type I sensor, and the eighth embodiment relates to a type II sensor.
[0185]
(1st Embodiment)
FIG. 9 and FIG. 10 are diagrams illustrating the configuration of the sensor according to the present embodiment.
[0186]
A quartz optical fiber is used as the optical waveguide. The diameter of the core 101 of the optical fiber is, for example, 7 μm, and the length is, for example, 300 cm. One end face and a part of the side face of the optical fiber are irradiated with a laser such as carbon dioxide gas to remove the clad layer, and an exposed portion of the core 101 is provided as shown in FIG. The length of the exposed portion of the core 101 is, for example, 0.5 cm or more and 5 cm or less. The obtained optical waveguide is connected to a light source 105, a light receiving unit 106, and a concave mirror 108 as shown in FIG. For example, the other end of the optical waveguide is connected to the terminal of the white light source. A concave mirror 108 such as a parabolic mirror is disposed so as to collect light leaked from the sample contact section 110, and a light receiving section 106 is provided at the focal point. Then, a light source control unit 121, a data processing unit 122, a data storage unit 123, and an output unit 124 are provided.
[0187]
The sensor thus obtained can be operated simply by immersing the tip portion of the optical fiber provided with the sample contact portion 110 in the sample, and does not require any special pretreatment or the like for the sample. Using this sensor, for example, the protein concentration in a solution can be measured. In addition, a denatured protein or a mutant protein in a sample can be used for detection based on a difference in adsorption characteristics to the core 101.
[0188]
(Second embodiment)
FIG. 3 is a diagram illustrating a configuration of the sensor according to the present embodiment. The present embodiment relates to a sensor in which a ligand is immobilized on a surface of an optical waveguide as a detection substance, and a receptor or an enzyme for the ligand is a test substance. When the test substance A 'is a receptor, it is possible to detect, for example, an insulin receptor, a corticosteroid hormone receptor, etc., and in the case of an enzyme, it is possible to detect an HIV protease, neuraminidase or the like. As the ligand to be the detection substance A, a ligand for these receptors, a synthetic peptide or the like is used.
[0189]
FIG. 9 shows a schematic structure of this sensor. In this sensor, a quartz optical fiber is used as an optical waveguide. The diameter of the core 101 of the optical fiber is, for example, 7 μm, and the length is, for example, 200 cm. One end face and a part of the side face of the optical fiber are irradiated with a laser such as carbon dioxide gas to remove the clad layer, and an exposed portion of the core 101 is provided as shown in FIG. The length of the exposed portion of the core 101 is, for example, 0.5 cm or more and 5 cm or less.
[0190]
Hereinafter, a method of immobilizing a ligand on an optical fiber will be described by taking a case where a carboxyl group of the ligand is used as an example. The exposed portion of the core 101 is -NH ₂ Immersion in an aqueous solution of a silane coupling agent having a group. The concentration of the silane coupling agent is, for example, 0.1% or more and 2.0% or less. Insulin is immobilized on the exposed portion of the core 101 surface-treated with the silane coupling agent by a method using a condensing reagent such as a carbodiimide method. If necessary, an activator such as N-hydroxysuccinimide may be used in combination. -NH of silane coupling agent ₂ The group binds to the carboxyl group of the ligand. In this way, an optical fiber is obtained in which the layer on which the ligand is immobilized is used as the sample contact portion 110.
[0191]
The obtained optical fiber is connected to a light source 105, a light receiving unit 106, and a concave mirror 108 as shown in FIG. For example, the other end of the optical waveguide is connected to the terminal of the white light source. A concave mirror 108 such as a parabolic mirror is disposed so as to collect light leaked from the sample contact section 110, and a light receiving section 106 is provided at the focal point. Then, a light source control unit 121, a data processing unit 122, a data storage unit 123, and an output unit 124 are provided.
[0192]
The sensor obtained as described above has only to immerse the tip portion of the optical fiber provided with the sample contact portion 110 into the sample, and does not require any special pretreatment for the sample, so that the operation is simple. Further, in this sensor, light leakage from the sample contact portion 110 is directly detected, so that detection can be performed with high sensitivity and high accuracy. In addition, by shielding light from the outside of the sensor and making light leakage in a state in which no test substance is present substantially zero, the magnitude of the leak light obtained by the test substance being adsorbed or bound to the sample contact portion. Can be directly detected. In this case, the S / N (signal-to-noise) ratio can be increased compared to measuring the difference between the amount of light in a state where the test substance is not present and the amount of light in the state where the test substance is present. Is further improved. For example, in the configuration shown in FIG. 11, the optical fiber is provided with a collar-shaped light-shielding portion 138 so that when set in a cylindrical cell, stray light does not enter the cell.
[0193]
Since the sensor of the present embodiment can detect a receptor or an enzyme in a small amount of sample, it is effective for, for example, searching for a substance that activates or inhibits the action of a receptor.
[0194]
(Third embodiment)
The present embodiment relates to a sensor that uses an antigenic substance as a detection substance when the test substance is an antibody. As an antigenic substance serving as a detection substance, for example, a tumor marker such as CA125 or CEA, or a pathogen antigen such as an HIV virus antigen or an antigen of Q fever rickettsiae is used. FIG. 4A shows a schematic structure of this sensor.
[0195]
As in the second embodiment, an optical fiber made of quartz is used as an optical waveguide. An exposed portion of the core 101 is provided at a position away from the end of the optical fiber by laser irradiation as shown in FIG. 2B. An antigenic substance is adsorbed on the exposed portion of the obtained core 101 in the same manner as in the second embodiment, as shown in FIG. The functional group of the silane coupling agent is appropriately selected according to the structure of the antigenic substance. This is used as a chip for detecting a target substance. In addition, the reflection part 104 is provided on the end face of the optical fiber.
[0196]
As shown in FIG. 4A, the obtained chip is connected to a sensor provided with a light source 105, a light receiving unit 106, and a half mirror 107. Then, the sample contact portion 110 is immersed in the sample solution, and light is incident on the optical waveguide from the light source 105. The light emitted from the light source 105 reaches the sample contact portion 110, is reflected by the reflection portion 104, and reaches the light receiving portion 106 via the half mirror 107. The light receiving unit 106 detects light of 280 nm. When the sample solution contains the target antibody, the antibody is selectively adsorbed to the sample contact portion 110, so that tyrosine, tryptophan, or phenylalanine in the antibody absorbs light having a wavelength of 280 nm. The intensity of the light detected at 106 decreases. Therefore, the presence or absence of the antibody in the sample can be easily detected.
[0197]
Although the sensor of the present embodiment detects an antibody in a sample, a sensor for detecting an antigenic substance will be described later in a fifth embodiment.
[0198]
In the present embodiment, the combination of the test substance and the detection substance forms a complex such as a combination of fluorescein and an anti-fluorescein antibody or a combination of dinitrophenol (DNP) and an anti-DNP antibody. In the case of a combination in which fluorescence quenching is caused by the above, it is also possible to detect using this combination. For example, by using these combinations, a substance having an inhibitory or promoting action on the antigen-antibody reaction can be searched for.
[0199]
The presence or absence of the target antibody in the sample solution can also be detected by a change in the refractive index. The detection accuracy can be further improved by using the change in the absorbance and the change in the refractive index in combination. When the detection is performed by the change in the refractive index, as in the case of the ELISA method, the change in the refractive index can be enhanced by using an antibody against the test substance as a secondary antibody. A sample containing a test substance (primary antibody) is brought into contact with the sample contact section 110. Thereafter, the sample is further immersed in a liquid containing a secondary antibody to form a complex of the test substance and the secondary antibody. Also in this case, unlike the ELISA method, it is not necessary to label the secondary antibody with an enzyme. Therefore, the sensitivity of the sensor can be increased by a simple operation.
[0200]
(Fourth embodiment)
In the sensor according to the third embodiment, a spacer 109 can be provided as shown in FIG. 5B when immobilizing an antigen on the surface of the core exposed portion of the optical fiber.
[0201]
As the optical waveguide, a quartz optical fiber similar to that of the second embodiment is used. A core exposed portion is provided at this end in the same manner as in the second embodiment, and the core exposed portion is ₂ Surface treatment is performed using a silane coupling agent having a group. Next, a spacer is bonded to the exposed core portion. For example, EGDE (ethylene glycol diglycidyl ether) is used as the spacer. For bonding the spacer, for example, a large excess of EGDE is added to a NaOH solution having a pH of 11, and the mixture is stirred at, for example, 30 ° C. The exposed part of the core is immersed in this solution and reacted for, for example, 24 hours.
[0202]
The antigen is immobilized using the epoxy group at the end of the spacer. At this time, for example, -SH group, -OH group, -NH ₂ And the exposed core portion provided with the spacer are brought into contact with each other under alkaline conditions.
[0203]
A reflection section is provided on the end face of the sample contact section 110 obtained in this way. Then, a sensor is manufactured in the same manner as in the third embodiment. In the sensor of the present embodiment, since the spacer is provided between the antigen and the exposed core, the formation of a complex of the antigen and the antibody is facilitated. Therefore, a sensor with higher sensitivity can be obtained.
[0204]
(Fifth embodiment)
In the sensor according to the present embodiment, an antibody against a test substance is immobilized on a light guide as a detection substance. As the optical waveguide, for example, the one described in the third embodiment is used. As the immobilization method, the method described in the second or third embodiment or the like is used.
[0205]
Such a sensor can be used for various diagnoses. For example, by providing an anti-human immunodeficiency virus (HIV) antibody, an antibody against abnormal prion (PrPSc), an antibody against β-amyloid or p97 protein at the sample contact portion, rapid response to HIV, mad cow disease and Alzheimer disease, respectively, can be achieved. Diagnosis and elucidation of these action mechanisms are possible. In addition, it can be applied to a pregnancy test kit and the like.
[0206]
In this embodiment, the test substance and the detection substance have the configuration shown in FIG. Therefore, in order to further improve the sensitivity, an antibody against the test substance B ′ is used as a secondary antibody as described in the ELISA method. To form a complex of the test substance B 'and the secondary antibody. Also in this case, unlike the ELISA method, it is not necessary to label the secondary antibody with an enzyme. For this reason, the detection operation is simple.
[0207]
(Sixth embodiment)
The sensor according to the present embodiment is for detecting a mutation such as a point mutation of DNA. By preparing a sensor for detecting genes involved in diseases such as hepatitis C virus gene, hepatitis B virus gene and the like, which are mutated along with canceration, and K-ras gene, etc. Early detection is possible.
[0208]
In the same manner as in the second embodiment, an exposed part of the core that becomes the sample contact part 110 is formed in a part of the optical waveguide. A complementary strand to the mutated DNA is immobilized on the exposed portion.
[0209]
The complementary strand to the mutated DNA is prepared by a method generally used in the field of molecular biology. For example, a gene containing a specific gene is cut out by cutting a gene of a patient and a healthy person with a restriction enzyme and electrophoresing the fragment, and a mutation site of the patient's DNA is identified. Then, a complementary strand to the mutated portion is synthesized using a DNA synthesizer or the like to obtain a complementary strand.
[0210]
The method for immobilizing the obtained complementary strand to the core is appropriately selected from methods generally used for DNA chips and the like. For example, the silane coupling agent is treated with a silane coupling agent containing a functional group such as an epoxy group, a carboxyl group, a hydroxyl group, or an aldehyde group, and the functional group of the silane coupling agent is bound to an amino group contained in a base at the end of DNA.
[0211]
When the thus obtained sample contact portion 110 is brought into contact with the sample, the mutant DNA hybridizes with the complementary strand immobilized on the sample contact portion 110 only when the sample contains the mutated DNA. This hybrid changes the refractive index. Since the intensity of light passing through the sample contact portion 110 changes due to a change in the refractive index, the presence or absence of the mutation can be easily confirmed by detecting this change in the same manner as in the second embodiment. Become.
[0212]
In the present embodiment, the detection can also be performed by utilizing the fact that the absorbance at 260 nm decreases when the single-stranded DNA becomes double-stranded DNA.
[0213]
Furthermore, a temperature control unit is further connected to the sensor of the present embodiment, and the temperature of the sample and the sample contact portion is adjusted to analyze single nucleotide polymorphism (SNP) and the case where the mutant sequence is not clear. It can be carried out. When the temperature of the sample is gradually increased, the double-stranded DNA containing a single nucleotide polymorphism (SNP) dissociates into a single strand at a lower temperature than a sequence containing a base different from that of a general type. It is determined whether there is a different base from the relationship between and the change in the refractive index.
[0214]
(Seventh embodiment)
The sensor according to the present embodiment is a sensor that can detect a specific sugar chain in a sample using lectin as a detection substance. As lectin, for example, ConA (concanavalin A) is used. Lectins are monosaccharide-specific lectins for mannose and glucose, and have an affinity for glycoproteins having high-mannose-type sugar chains and polysaccharides.
[0215]
FIG. 9 shows the configuration of the sensor according to the present embodiment. In the same manner as in the third embodiment, ConA is immobilized on the surface of an optical fiber to produce a sensor. As the immobilization method, for example, the same method as in the first example, or a method for producing an immobilized lectin for affinity chromatography is used.
[0216]
By using the obtained sensor, the presence or absence of a glycoprotein or a polysaccharide having a high mannose type sugar chain can be easily detected with high accuracy and high sensitivity.
[0217]
(Eighth embodiment)
The sensor according to the present embodiment is for measuring the refractive index of a sample using a type II sensor to determine the amount of an antibody. The same substances as in the fourth embodiment are used for the antibody serving as the test substance and the antigen serving as the detection substance. That is, as an antigenic substance serving as a detection substance, a tumor marker such as CA125 or CEA, or a pathogen antigen such as an HIV virus antigen or an antigen of Q fever rickettsiae is used. 15 and 22 show the configuration of the sensor according to the present embodiment. The chip 141 is made of quartz glass and has a size of, for example, 1 cm × 1 cm and a thickness of 500 μm. A spacer is immobilized on this surface in the same manner as in the fourth embodiment, and an antigen is immobilized on the end of the spacer. The surface on which the antigen is immobilized becomes the sample contact portion 110. The chip 141 on which the sample contact portion 110 is formed is set on the holder 143. At this time, the sample contact portion 110 is set so as to face the inside of the holder 143. Then, the holder 143 is set in the micro channel system 153. A liquid sending system 155 is connected to the micro channel system 153 for sending a sample solution and a buffer solution for channel washing.
[0218]
As shown in FIG. 22, the light source 105 is provided at a position where light enters the chip 141. The light source 105 is, for example, an angle-variable laser light source. This makes it possible to continuously change the angle of incidence on the chip 141. Further, the light receiving unit 106 is provided at a position where the reflected light from the chip 141 is detected.
[0219]
A sample is caused to flow through the microchannel system 153 of the obtained sensor, and light is incident from the light source 105. When the sample comes into contact with the sample contact portion 110, the refractive index of the sample contact portion 110 changes according to the amount of the test substance in the sample. Then, the intensity of the emitted light from the chip 141 changes, and this is detected by the light receiving unit 106. The reflected light intensity when the angle of the incident light from the light source 105 is changed is measured. The density is calculated by the data processing unit 122 using the reflected light intensity detected by the light receiving unit 106, and output from the output unit 124.
[0220]
Further, by fixing the angle of incidence from the light source 105 and measuring the change with time after the sample is flown, the data processing unit 122 obtains the reaction rate constant. Further, a value such as a coupling constant is calculated.
[0221]
Thus, in the sensor according to the present embodiment, the quantification of the antibody and the interaction between the antigen and the antibody can be easily obtained with high accuracy and sensitivity.
[0222]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, the sample contact portion provided directly or via a non-metallic material on the outer peripheral surface of the optical waveguide includes the detection substance that selectively adsorbs or binds to the test substance. Accordingly, a sensor, a sensor chip, an analysis system, a detection method using the sensor, and a detection method that can selectively detect various analytes, not limited to those that cause color development or color development, are realized. . Further, according to the present invention, the sample contact portion provided on the surface of the substrate directly or via a non-metallic material includes a detection substance that selectively adsorbs or binds to the test substance, thereby allowing the detection of the test substance. A sensor, a sensor chip, an analysis system, a quantification method using a sensor, and a quantification method that can easily and accurately measure a concentration, a binding constant between a detection substance and a test substance, a dissociation constant, and the like are realized.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing an example of a configuration of a sensor according to the present invention.
FIG. 2 is a diagram showing an example of a configuration of a sensor according to the present invention.
FIG. 3 is a diagram showing an example of a configuration of a sensor according to the present invention.
FIG. 4 is a diagram showing an example of a configuration of a sensor according to the present invention.
FIG. 5 is a schematic sectional view showing an example of a configuration of a sample contact portion of the sensor according to the present invention.
FIG. 6 is a schematic sectional view showing an example of a configuration of a sample contact portion of the sensor according to the present invention.
FIG. 7 is a diagram showing an example of a configuration of a sensor according to the present invention.
FIG. 8 is a schematic sectional view for explaining a sample contact portion of the sensor according to the present invention.
FIG. 9 is a diagram showing an example of a configuration of a sensor according to the present invention.
FIG. 10 is a schematic sectional view showing an example of a configuration of a sample contact portion of the sensor according to the present invention.
FIG. 11 is a diagram showing an example of a configuration of a sensor according to the present invention.
FIG. 12 is a diagram showing an example of a configuration of a sensor according to the present invention.
FIG. 13 is a diagram showing an example of a configuration of a sensor according to the present invention.
FIG. 14 is a diagram showing an example of a configuration of a sensor according to the present invention.
FIG. 15 is a diagram showing an example of a configuration of a sensor according to the present invention.
FIG. 16 is a diagram showing an example of a configuration of a sensor according to the present invention.
FIG. 17 is a diagram for explaining an example of the optical characteristics of the sensor according to the present invention.
FIG. 18 is a diagram showing an example of a configuration of a sensor according to the present invention.
FIG. 19 is a diagram for explaining an example of the optical characteristics of the sensor according to the present invention.
FIG. 20 is a diagram for explaining an example of optical characteristics of the sensor according to the present invention.
FIG. 21 is a diagram illustrating an example of optical characteristics of a sensor according to the present invention.
FIG. 22 is a diagram showing an example of a configuration of a sensor according to the present invention.
FIG. 23 is a schematic cross-sectional view for explaining a sample contact portion of the sensor according to the present invention.
FIG. 24 is a diagram showing an example of a configuration of a sensor according to the present invention.
FIG. 25 is a diagram for explaining an example of optical characteristics of the sensor according to the present invention.
FIG. 26 is a diagram for explaining an example of optical characteristics of the sensor according to the present invention.
FIG. 27 is a diagram for explaining an example of optical characteristics of the sensor according to the present invention.
FIG. 28 is a diagram for explaining an example of optical characteristics of the sensor according to the present invention.
FIG. 29 is a diagram illustrating an example of the optical characteristics of the sensor according to the present invention.
FIG. 30 is a diagram showing an example of the configuration of a sensor according to the present invention.
FIG. 31 is a diagram showing an example of a configuration of a sensor according to the present invention.
FIG. 32 is a diagram for explaining an example of optical characteristics of the sensor according to the present invention.
FIG. 33 is a diagram for explaining an example of the optical characteristics of the sensor according to the present invention.
FIG. 34 is a diagram for explaining an example of optical characteristics of the sensor according to the present invention.
FIG. 35 is a diagram illustrating an example of the optical characteristics of the sensor according to the present invention.
FIG. 36 is a view for explaining an example of optical characteristics of the sensor according to the present invention.
FIG. 37 is a diagram illustrating an example of the optical characteristics of the sensor according to the present invention.
FIG. 38 is a diagram illustrating an example of the optical characteristics of the sensor according to the present invention.
FIG. 39 is a diagram illustrating an example of the optical characteristics of the sensor according to the present invention.
FIG. 40 is a diagram showing an example of a configuration of a sensor according to the present invention.
FIG. 41 is a diagram showing an example of a configuration of an analysis system according to the present invention.
FIG. 42 is a diagram showing an example of a configuration of an analysis system according to the present invention.
[Explanation of symbols]
A Detection substance
A 'Test substance
B Detection substance
B 'Test substance
101 core
102 cladding
104 Reflector
105 light source
106 Receiver
107 Half mirror
108 Concave mirror
109 Spacer
110 Sample contact area
111 connecting member
112 Optical waveguide
113 chips
121 light source control unit
122 Data processing unit
123 Data storage unit
124 output unit
131 Optical fiber
132 connector
133 chips
134 wells
135 channel wall
136 channel
138 Shading part
141 chips
143 holder
145 channel
147 channel
149 First Interface
151 Second Interface
153 Micro channel system
155 Liquid supply system
157 substrate
159 Sensor unit
161 Sensor support
163 Light source support
165 Light receiver support

Claims

A sensor for detecting a test substance contained in a sample, comprising: an optical waveguide; and a sample contact portion provided directly or via a non-metallic material on an outer peripheral surface of the optical waveguide. Sensors.

The sensor according to claim 1, wherein the test substance is adsorbed or bonded to the sample contact portion.

A sensor for detecting a test substance contained in a sample, comprising: an optical waveguide, and a sample contact portion provided directly or via a non-metallic material on an outer peripheral surface of the optical waveguide, wherein the sample contact portion Comprises a detection substance that selectively adsorbs or binds to the test substance.

The sensor according to any one of claims 1 to 3, further comprising a light receiving unit that detects the intensity of light that has been introduced into the optical waveguide from the light source side and passed through the sample contact portion or the vicinity in the optical waveguide. Features sensor.

5. The sensor according to claim 1, further comprising: a light receiving unit that detects the intensity of light that is introduced into the optical waveguide from the light source side and leaks out of the optical waveguide through the sample contact unit. A sensor characterized by the above-mentioned.

The sensor according to claim 5, further comprising a light collecting unit that guides light leaked from the sample contact unit to the light receiving unit.

The sensor according to any one of claims 1 to 4, wherein a reflecting mirror is provided at an end of the optical waveguide, and a light receiving unit that detects the intensity of light introduced into the optical waveguide from a light source side and reflected by the reflecting mirror. And further comprising:

The sensor according to any one of claims 1 to 7, wherein the analyte is adsorbed or bound based on an intensity of light incident on the optical waveguide and an intensity of light detected by the light receiving unit. A sensor further comprising a calculation unit for calculating a change in an optical characteristic of the sample contact unit.

9. The sensor according to claim 8, wherein the optical characteristic is a refractive index of the sample contact portion.

The sensor according to claim 1, wherein the test substance is adsorbed or bonded based on an intensity of light incident on the optical waveguide and an intensity of light detected by the light receiving unit. A sensor further comprising a calculation unit for calculating the degree of coloring, light emission, discoloration, decolorization, or extinction of the contact unit.

The sensor according to any one of claims 1 to 10, wherein the optical waveguide is an optical fiber.

The sensor according to any one of claims 1 to 10, wherein the optical waveguide is formed in a layer on a substrate.

The sensor according to any one of claims 3 to 12, wherein the combination of the test substance and the detection substance is an antigen and an antibody, an enzyme and a substrate, an enzyme and a substrate derivative, an enzyme and an inhibitor, a sugar and a lectin, a DNA and A sensor comprising any combination of DNA, DNA and RNA, protein and nucleic acid, or ligand and receptor.

14. The sensor according to claim 3, wherein the detection substance is provided directly or via a non-metallic substance on the outer peripheral surface of the optical waveguide via a spacer.

An analysis system for detecting a test substance, comprising: a separation device; and a sensor for detecting the test substance separated by the separation device, wherein the sensor is any one of claims 1 to 14. An analysis system, which is the sensor described in (1).

A sensor chip comprising the sensor according to claim 1.

A sensor for quantifying a test substance contained in a sample,
Board and
A sample contact portion provided directly or via a non-metallic material on the surface of the substrate,
A light source for causing light to enter the substrate,
A light receiving unit that detects the intensity of reflected light introduced into the substrate and reflected by the sample contact unit or transmitted light that has passed through the sample contact unit,
A change angle operation unit that changes a relative position of the light source with respect to the substrate and adjusts an incident angle from the light source to the substrate,
A sensor comprising:

18. The sensor according to claim 17, wherein the test substance is adsorbed or bound to the sample contact portion.

A sensor for quantifying a test substance contained in a sample,
Board and
A sample contact portion provided directly or via a non-metallic material on the surface of the substrate,
A light source for causing light to enter the substrate,
A light receiving unit that is introduced into the substrate and detects the intensity of reflected light reflected by the sample contact unit or transmitted light that has passed through the sample contact unit,
A change angle operation unit that changes a relative position of the light source with respect to the substrate and adjusts an incident angle from the light source to the substrate,
With
The sensor, wherein the sample contact portion includes a detection substance that selectively adsorbs or binds to the test substance.

20. The sensor according to any one of claims 17 to 19, wherein the deflection operation section is a light source support having a function of positioning a light source and adjusting an incident angle of light from the light source to the substrate. Sensor.

The sensor according to any one of claims 17 to 20,
Further comprising a data processing unit,
The angle changing section continuously changes the angle of incidence from the light source to the substrate,
The light receiving unit measures the intensity of reflected light or transmitted light at each of the incident angles, and sends the measurement result to the data processing unit.
The data processing unit calculates an incident angle dependence of the intensity of light detected by the light receiving unit, and performs the quantitative determination of the test substance based on the incident angle dependence.
A sensor characterized in that:

The sensor according to any one of claims 17 to 20,
Further comprising a data processing unit,
The light receiving unit measures the intensity of reflected light or transmitted light at each of the wavelengths when the wavelength of light emitted from the light source is continuously changed, and sends the measurement result to the data processing unit. ,
The data processing unit calculates the wavelength dependence of the intensity of the light detected by the light receiving unit, and performs quantification of the test substance based on the wavelength dependence,
A sensor characterized in that:

The sensor according to any one of claims 17 to 22, further comprising a condensing unit that guides the reflected light or the transmitted light to the light receiving unit.

24. The sensor according to claim 17, wherein a refractive index of the test substance is absorbed or combined based on an intensity of light incident on the substrate and an intensity of light detected by the light receiving unit. A sensor, further comprising: a calculation unit for calculating a change in the distance.

24. The sensor according to claim 17, wherein the test substance is adsorbed or bonded based on an intensity of light incident on the substrate and an intensity of light detected by the light receiving unit. A sensor further comprising a calculation unit for calculating a degree of coloring, light emission, discoloration, decolorization, or extinction of the unit.

The sensor according to any one of claims 17 to 25, wherein the combination of the test substance and the detection substance is an antigen and an antibody, an enzyme and a substrate, an enzyme and a substrate derivative, an enzyme and an inhibitor, a sugar and a lectin, a DNA and A sensor comprising any combination of DNA, DNA and RNA, protein and nucleic acid, or ligand and receptor.

27. The sensor according to claim 17, wherein the detection substance is provided directly on the surface of the substrate via a spacer or via a non-metallic substance.

An analysis system for detecting a test substance, comprising: a separation device; and a sensor for quantifying the test substance separated by the separation device, wherein the sensor is any one of claims 17 to 27. An analysis system, which is the sensor described in (1).

A sensor chip comprising the sensor according to claim 17.

A method for detecting a test substance using the sensor according to any one of claims 1 to 14,
Contacting the sensor with a sample;
After the step, a step of contacting the sensor with a solution containing an additive substance that selectively adsorbs or binds to the test substance,
A detection method comprising:

A method for quantifying a test substance using the sensor according to any one of claims 17 to 27,
Contacting the sensor with a sample;
After the step, a step of contacting the sensor with a solution containing an additive substance that selectively adsorbs or binds to the test substance,
A quantification method comprising:

A method for quantifying an analyte using the sensor according to any one of claims 17 to 27, wherein the sensor is brought into contact with a sample, light is incident on the substrate, and the intensity of the incident light and the light receiving unit are used. A quantification method comprising calculating a concentration of the test substance based on the detected light intensity.

A method for quantifying an analyte using the sensor according to any one of claims 17 to 27, wherein the sensor is brought into contact with a sample, light is incident on the substrate, and the intensity of the incident light and the light receiving unit are used. A quantification method comprising calculating a binding constant or a dissociation constant between the test substance and the detection substance based on the intensity of the detected light.

Contacting a sample to a sample contact portion provided directly or via a non-metallic material on the outer peripheral surface of the optical waveguide, and adsorbing or binding a test substance to the sample contact portion,
Injecting light into the optical waveguide;
Detecting the intensity of light introduced into the optical waveguide and passing through the sample contact portion or the vicinity thereof in the optical waveguide by a light receiving portion,
Detecting an analyte contained in the sample based on the intensity of the incident light and the intensity of the light detected by the light receiving unit,
A detection method comprising:

Contacting a sample to a sample contact portion provided directly or via a non-metallic material on the surface of the substrate, and adsorbing or binding a test substance to the sample contact portion,
Incident light on the substrate;
Introduced to the substrate, detecting the intensity of the reflected light reflected by the sample contact portion or the intensity of transmitted light passed through the sample contact portion by a light receiving portion,
Quantifying the test substance contained in the sample based on the intensity of the incident light and the intensity of the light detected by the light receiving unit,
Including
The step of quantifying the test substance contained in the sample,
Based on the intensity of light incident on the substrate and the intensity of light detected by the light receiving unit, including the step of calculating the concentration of the test substance,
A quantification method characterized in that:

In the quantification method according to claim 35,
The step of quantifying the test substance contained in the sample,
The method includes calculating a binding constant or a dissociation constant between the test substance and the detection substance based on the intensity of light incident on the substrate and the intensity of light detected by the light receiving unit.
A quantification method characterized in that:

In the quantification method according to claim 35 or 36, the step of injecting light into the substrate,
Continuously changing the angle of incidence of light on the substrate,
The step of quantifying the test substance,
Calculating the incident angle dependence of the intensity of the light detected by the light receiving unit, including the step of quantifying the test substance based on the incident angle dependence,
A quantification method characterized in that:

In the quantification method according to claim 35 or 36, the step of injecting light into the substrate,
Comprising continuously changing the incident angle wavelength of light to the substrate,
The step of quantifying the test substance,
A quantification method comprising calculating a wavelength dependence of the intensity of the light detected by the light receiving unit, and quantifying the test substance based on the wavelength dependence.