JP2924707B2 - Optical waveguide type fluorescent immunosensor and method of manufacturing the same - Google Patents
Optical waveguide type fluorescent immunosensor and method of manufacturing the sameInfo
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Description
【0001】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は試料溶液中に微量に含ま
れる物質の濃度を測定するセンサに関し、特に光導波路
型蛍光免疫センサに関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a sensor for measuring the concentration of a substance contained in a trace amount in a sample solution, and more particularly to an optical waveguide fluorescent immunosensor.
【0002】[0002]
【従来の技術】抗原と抗体の特異的な反応を利用した微
量成分の測定方法として免疫測定法が知られているが、
この方法を応用し光導波路を用いた免疫センサが提案さ
れている。この光導波路免疫センサには、標識型と非標
識型の2種類が知られている。非標識型では、例えば特
開平4−152249号公報に示されるような光導波路
回折格子バイオケミカルセンサーが知られている。この
センサの構造を図5に示す。2. Description of the Related Art An immunoassay method is known as a method for measuring trace components utilizing a specific reaction between an antigen and an antibody.
An immunosensor using an optical waveguide by applying this method has been proposed. As the optical waveguide immunosensor, two types, a label type and a non-label type, are known. As an unlabeled type, for example, an optical waveguide diffraction grating biochemical sensor as disclosed in JP-A-4-152249 is known. FIG. 5 shows the structure of this sensor.
【0003】薄膜導波路21上に回折格子(グレーティ
ング)22が形成されており、ここにレーザ光23を照
射すると導波光24となって導波路21内を伝搬する。
回折格子22上に試料溶液25を導入すると、回折格子
22上にタンパク質やイオンが吸着することにより、屈
折率が変化し、導波光24の強度が変化する。したがっ
て、導波光24の強度から試料中のタンパク質やイオン
の濃度を測定することが可能である。この回折格子22
上に抗体固定化膜を形成した場合、試料25中の抗原と
免疫複合体を形成することにより、抗原の濃度を測定す
ることが可能なことが免疫センサを実現することができ
る。しかし、このような非標識型の光導波路免疫センサ
は、試料中に測定対象物質以外に含まれる物質が少ない
場合は充分機能するが、例えば血液のような多成分から
構成される試料においては、測定対象物質以外の成分も
同様に吸着する(非特異吸着現象)ため、正確な応答を
示さないと考えられている。A diffraction grating (grating) 22 is formed on a thin-film waveguide 21. When a laser light 23 is irradiated on the diffraction grating 22, it becomes a guided light 24 and propagates in the waveguide 21.
When the sample solution 25 is introduced onto the diffraction grating 22, proteins and ions are adsorbed on the diffraction grating 22, thereby changing the refractive index and the intensity of the guided light 24. Therefore, it is possible to measure the protein and ion concentrations in the sample from the intensity of the guided light 24. This diffraction grating 22
When an antibody-immobilized film is formed thereon, an immunosensor can be realized by forming an immune complex with the antigen in the sample 25, whereby the concentration of the antigen can be measured. However, such an unlabeled optical waveguide immunosensor works well when the sample contains a small amount of substances other than the substance to be measured, but, for example, in a sample composed of multiple components such as blood, Since components other than the substance to be measured also adsorb similarly (non-specific adsorption phenomenon), it is considered that they do not show an accurate response.
【0004】このような非標識型に対し蛍光色素を使用
する標識型が、「1984年,クリニカル・ケミスト
リ,第30巻,1533頁〜1538頁(Suther
land R.M.et.al.“Optical d
etection of antibody−anti
gen reactions at a glass−
liquid interface”Clin.Che
m.30(1984)p.1533−1538)」にお
いて提案されている。この方法により、試料溶液中に含
まれる測定対象抗原の測定方法を図6に示す。A labeling type using a fluorescent dye is described in "1984, Clinical Chemistry, Vol. 30, pages 1533 to 1538 (Suther).
land R. M. et. al. “Optical d
selection of antibody-anti
gen reactions at a glass-
liquid interface "Clin. Che
m. 30 (1984) p. 1533-1538) ". FIG. 6 shows a method for measuring the antigen to be measured contained in the sample solution by this method.
【0005】先ず、図6(a)のように、光導波路基板
31(実際にはスライドグラスを使用)表面に第1抗体
32を固定化する。次いで、図6(b)のように、この
基板31を測定対象抗原34を含む試料溶液33に接触
させると第1抗体32と測定対象抗原34が結合する。
さらに、図6(c)のように、第2抗体35(蛍光標識
されている)を添加すると第1抗体−測定対象抗原−第
2抗体からなる免疫複合体が基板31の表面に形成され
る。しかる上で、図6(d)のように、この基板31に
プリズム36を介して光を導入すると、光導波路表面に
エバネッセント波が生じ、このエバネッセント波により
蛍光色素が励起されて蛍光を生じる。したがって、この
蛍光強度を測定することにより、測定対象抗原26の濃
度を求めることができる。First, as shown in FIG. 6A, a first antibody 32 is immobilized on the surface of an optical waveguide substrate 31 (actually, a slide glass is used). Next, as shown in FIG. 6B, when the substrate 31 is brought into contact with a sample solution 33 containing the antigen 34 to be measured, the first antibody 32 and the antigen 34 to be measured are bound.
Further, as shown in FIG. 6C, when the second antibody 35 (fluorescently labeled) is added, an immune complex composed of the first antibody, the antigen to be measured, and the second antibody is formed on the surface of the substrate 31. . Then, as shown in FIG. 6D, when light is introduced into the substrate 31 via the prism 36, an evanescent wave is generated on the surface of the optical waveguide, and the evanescent wave excites a fluorescent dye to generate fluorescence. Therefore, the concentration of the antigen 26 to be measured can be determined by measuring the fluorescence intensity.
【0006】エバネッセント波とは光が導波路と外との
界面で全反射するとき、その界面に発生する表面だけを
伝わる電磁波のことである。エバネッセント波の影響す
る距離は導波路表面から波長程度(1μm以下)であ
り、この光を励起光として使用すると、光導波路表面近
傍の蛍光色素のみ励起することが可能である。したがっ
て、導波路表面に第1抗体を固定化すれば、測定対象抗
原−第1抗体複合体に結合した第2抗体の蛍光色素のみ
が励起されることから、ホモジニアスアッセイ(洗浄操
作が不要な測定方法)が可能である。さらに、標識型の
場合は蛍光色素のみを検出することが可能なため、非特
異的に吸着したタンパク質等の影響を受けることがな
く、血液のような多成分を含む試料に適した方法であ
る。[0006] The evanescent wave is an electromagnetic wave that propagates only on the surface generated at the interface between the waveguide and the outside when light is totally reflected at the interface between the waveguide and the outside. The distance affected by the evanescent wave is about the wavelength (1 μm or less) from the surface of the waveguide, and when this light is used as excitation light, only the fluorescent dye near the surface of the optical waveguide can be excited. Therefore, when the first antibody is immobilized on the surface of the waveguide, only the fluorescent dye of the second antibody bound to the antigen-first antibody complex to be measured is excited. Method) is possible. Furthermore, in the case of the labeling type, since only the fluorescent dye can be detected, the method is not affected by nonspecifically adsorbed proteins and the like, and is a method suitable for a sample containing multiple components such as blood. .
【0007】この方式に基づく実用的な提案は、例えば
特開昭63−273042号公報あるいは特開平3−7
2263号公報に示されるような光学的測定装置が知ら
れている。図7にこの装置の構造の一例を示す。光導波
路41、楔型プリズム42、測定対象溶液収容部43か
らなる器体をプラスチック(例えばポリメチルメタクリ
レート)の一体成形加工により作製し、蛍光免疫センサ
として用いている。また、光導波路層の厚さをより薄く
して、エバネッセント波を効率良く生じさせる試みもあ
る。A practical proposal based on this method is disclosed in, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No.
2. Description of the Related Art An optical measuring device as disclosed in Japanese Patent No. 2263 is known. FIG. 7 shows an example of the structure of this device. A vessel composed of the optical waveguide 41, the wedge-shaped prism 42, and the solution container 43 to be measured is manufactured by integral molding of plastic (for example, polymethyl methacrylate), and is used as a fluorescent immunosensor. There is also an attempt to make evanescent waves efficiently by reducing the thickness of the optical waveguide layer.
【0008】例えば「1992年,アナリティカル・ケ
ミストリ,第64巻,1号(Choquette S.
J.et.al.“Planar Waveguide
Immunosensor with Fluore
scent Liposome Amplificat
ion”Analytical Chemistry,
64(1)(1992)」によれば、ガラス基板中のナ
トリウムイオンを銀イオンに交換することにより、屈折
率を大きくし、厚さ6μmの導波路層を形成し、この光
導波路基板を蛍光免疫センサに適用している。[0008] For example, "1992, Analytical Chemistry, Vol. 64, No. 1, Choquette S.
J. et. al. “Planar Waveguide
Immunosensor with Fluore
sent Liposome Amplificat
ion "Analytical Chemistry,
64 (1) (1992)], a sodium ion in a glass substrate is exchanged for a silver ion to increase the refractive index and form a 6 μm-thick waveguide layer. Applied to immunosensors.
【0009】また「1990年,センサーズ・アンド・
アクチュエーターズ,第B1巻,589頁〜591頁
(Sloper A.N.et.al.“Planar
Indium Phosphate Monomod
e Waveguide Evanescent Fi
eld Immunosensor”Sensorsa
nd Actuators,B1(1990)p.58
9−591)」では、ガラス基板上にリン酸化インジウ
ムをスピンコートすることにより、1μm以下の導波路
層を形成し、蛍光免疫センサとして使用している。しか
し、これらのセンサは、すべて光カップリングにプリズ
ムを使用するため、センサの小型化が困難であり、また
コストが高くなるという問題がある。Also, "Sensors and & Co., 1990"
Actuators, Volume B1, 589-591 (Sloper AN et al. "Planar"
Indium Phosphate Monomod
e Waveguide Eventual Fi
eld Immunosensor "Sensors
nd Actuators, B1 (1990) p. 58
No. 9-591), a waveguide layer of 1 μm or less is formed by spin-coating indium phosphate on a glass substrate and used as a fluorescent immunosensor. However, since all of these sensors use a prism for optical coupling, there is a problem that downsizing of the sensor is difficult and the cost is high.
【0010】一方、従来より光導波路のカップリング装
置としてプリズム以外にグレーティングが知られてい
る。これは例えば「1971年,アプライド・プィズィ
クッス・レター,第18巻,第12号(“Format
ion of OpticalWaveguides
in Photoresist Films”Appl
ied Physics Letters,18(1
2)(1971)」において示されており、そのほか数
多くの報告例が知られている。この文献における光導波
路を図8に示す。On the other hand, a grating other than a prism is conventionally known as an optical waveguide coupling device. This is described, for example, in "Applied Puzzix Letters, 1971, Vol. 18, No. 12 (" Format
ion of OpticalWaveguides
in Photoresist Films "Appl
ied Physics Letters, 18 (1
2) (1971) ", and many other examples are known. FIG. 8 shows an optical waveguide in this document.
【0011】屈折率n3 =1.512のガラス基板51
上に屈折率n2 =1.618、厚さt2 =620nmの
光導波層52を形成し、光導波層52の表面一部に厚さ
tg=60nm、グレーティングピッチΛ=660nm
のグレーティングカプラ53を形成し、屈折率n1 =
1.00の空気層に接している。このような構成により
グレーティングカプラ53に角度θi で入射した光54
が、角度θd なる光として光導波層52を伝搬する。A glass substrate 51 having a refractive index n 3 = 1.512
An optical waveguide layer 52 having a refractive index n 2 = 1.618 and a thickness t 2 = 620 nm is formed thereon, and a thickness t g = 60 nm and a grating pitch Λ = 660 nm on a part of the surface of the optical waveguide layer 52.
Is formed, and the refractive index n 1 =
It is in contact with the 1.00 air layer. With this configuration, the light 54 incident on the grating coupler 53 at an angle θ i
Propagates through the optical waveguide layer 52 as light having an angle θ d .
【0012】ここにグレーティングカプラの光導波層へ
の結合条件は、一般に、 n3 sinθi =n2 sinθd −qλ/Λ …(1) なる条件式で示される。ただし、q=0,±1,±2,
…なる回折の次数であり、λは光の波長である。Here, the coupling condition of the grating coupler to the optical waveguide layer is generally expressed by the following condition: n 3 sin θ i = n 2 sin θ d -qλ / Λ (1) Where q = 0, ± 1, ± 2
.. Is the order of diffraction, and λ is the wavelength of light.
【0013】一方、光導波層の導波条件(TEモード)
は以下の式で示される。 2mπ=2K2 T−2Tan-1(K1 /K2 )−2Tan-1(K3 /K2 ) … (2) K1 =(|β2 −ni2 ko2 |)1/2 …(3) β=k0 n2 sinθd ko=2π/λ …(4) ただし、m=0,1,2,…なる次数である。On the other hand, the waveguide condition of the optical waveguide layer (TE mode)
Is represented by the following equation. 2mπ = 2K 2 T- 2 Tan -1 (K 1 / K 2 ) -2 Tan -1 (K 3 / K 2 ) (2) K 1 = (| β 2 -ni 2 ko 2 |) 1/2 ( 3) β = k 0 n 2 sin θ d ko = 2π / λ (4) where m = 0, 1, 2,...
【0014】したがって、(2)〜(4)式より光が導
波されるようなθd を求め、次に(1)式に基づきθi
で入射した光がθd となるようなグレーティングカプラ
を設計することは可能である。Therefore, θ d for guiding light is obtained from the equations (2) to (4), and then θ i is calculated based on the equation (1).
It is possible to design a grating coupler such that the light incident at is θ d .
【0015】[0015]
【発明が解決しようとする課題】光導波路型蛍光免疫セ
ンサにおいて、プリズムの代わりにグレーティングを光
カップリングに使用すれば、センサを小型化し低コスト
で製造することが可能になる。しかしながら、従来の光
導波路型蛍光免疫センサにおいては、光導波路層の材料
としてガラス、リン酸化インジウム、あるいはポリメチ
ルメタクリレートのようなプラスチックが用いられてい
るため、微細加工技術によりサブミクロン程度のグレー
ティング構造を形成することが困難であった。このた
め、グレーティングによる光カップリング装置を備えた
光導波路型蛍光免疫センサを実現することは困難であ
り、その結果センサの小型化が難しく、しかもコストが
かかるという問題が生じている。In an optical waveguide fluorescent immunosensor, if a grating is used for optical coupling instead of a prism, the sensor can be miniaturized and manufactured at low cost. However, in the conventional optical waveguide type fluorescence immunosensor, since plastic such as glass, indium phosphate, or polymethyl methacrylate is used as a material of the optical waveguide layer, a grating structure of about sub-micron by a fine processing technology. Was difficult to form. For this reason, it is difficult to realize an optical waveguide type fluorescence immunosensor provided with an optical coupling device using a grating, and as a result, there is a problem in that it is difficult to reduce the size of the sensor and the cost is high.
【0016】[0016]
【発明の目的】本発明の目的は、グレーティングによる
光カップリングを可能とし、これにより小型化を図ると
ともに、低コスト化を実現した導波路型蛍光免疫センサ
とその製造方法を提供することにある。SUMMARY OF THE INVENTION It is an object of the present invention to provide a waveguide-type fluorescent immunosensor and a method of manufacturing the same, which enable optical coupling by a grating, thereby reducing the size and realizing a low cost. .
【0017】[0017]
【課題を解決するための手段】本発明の光導波路型蛍光
免疫センサは、基板と、基板上に形成され、その表面の
一端部にエッチングによりグレーティングが形成された
光導波路層と、この光導波路層の上に形成された抗体固
定化膜とを備える構成とする。ここで、光導波路層は酸
化シリコン膜、或いはポリイミド膜で構成される。An optical waveguide type fluorescence immunosensor of the present invention comprises a substrate and an optical waveguide layer formed on the substrate and having a grating formed at one end of the surface by etching. And an antibody-immobilized film formed on the optical waveguide layer. Here, the optical waveguide layer is composed of a silicon oxide film or a polyimide film.
【0018】また、本発明の免疫センサの製造方法は、
基板上に光導波路層を形成し、この光導波路層の表面の
一端部をマスクを利用して選択エッチングしてグレーテ
ィングを形成する工程を含んでいる。この場合、光導波
路層として、ゾル−ゲル法により酸化シリコン膜を形成
することが好ましい。Further, the method for producing an immunosensor of the present invention comprises:
Forming a grating by forming an optical waveguide layer on a substrate and selectively etching one end of the surface of the optical waveguide layer using a mask. In this case, it is preferable to form a silicon oxide film by a sol-gel method as the optical waveguide layer.
【0019】[0019]
【作用】光導波路層として酸化シリコン膜やポリイミド
膜を採用することで、光カップリング装置としてのグレ
ーティンクをエッチング法により微細にしかも容易に形
成することが可能となり、免疫センサの小型化、低コス
ト化が実現可能となる。By adopting a silicon oxide film or a polyimide film as the optical waveguide layer, a grating as an optical coupling device can be finely and easily formed by an etching method. Cost reduction can be realized.
【0020】[0020]
【実施例】次に、本発明の実施例を図面を参照して説明
する。図1は本発明の一実施例の光導波路型蛍光免疫セ
ンサ5の断面図である。バリウムホウケイ酸ガラス基板
1上に酸化シリコン膜により光導波路層2が形成されて
おり、その一端にグレーティング3が形成されている。
光導波路層の表面には抗体固定化膜4が形成されてい
る。Next, an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 is a sectional view of an optical waveguide fluorescent immunosensor 5 according to one embodiment of the present invention. An optical waveguide layer 2 is formed of a silicon oxide film on a barium borosilicate glass substrate 1, and a grating 3 is formed at one end thereof.
An antibody immobilization film 4 is formed on the surface of the optical waveguide layer.
【0021】図2は図1に示した光導波路型蛍光免疫セ
ンサの製造方法を工程順に示す図である。先ず、図2
(a)のように、バリウムホウケイ酸ガラス基板1上に
酸化シリコン膜2Aをゾル−ゲル法により形成する。す
なわち、前記基板1上に酸化シリコンコーティング剤を
スピン塗布(2500rpm,30秒)し、次に乾燥し
た後300℃で20分間焼成することにより酸化シリコ
ン膜2Aを形成する。FIG. 2 is a diagram showing a method of manufacturing the optical waveguide fluorescent immunosensor shown in FIG. 1 in the order of steps. First, FIG.
1A, a silicon oxide film 2A is formed on a barium borosilicate glass substrate 1 by a sol-gel method. That is, the silicon oxide coating agent is spin-coated (2500 rpm, 30 seconds) on the substrate 1, dried, and baked at 300 ° C. for 20 minutes to form the silicon oxide film 2A.
【0022】次に、図2(b)のように、フォトレジス
トPRを酸化シリコン膜2A上にスピン塗布し、マスク
を使って露光,現像することにより、グレーティングの
パターンを形成する。続いて、図2(c)のように、前
記フォトレジストPRをマスクにして水酸化カリウム溶
液を用いて前記酸化シリコン膜2Aをエッチングする。
その後、フォトレジストPRを剥離剤により除去する
と、図2(d)のように、厚さが1μmでグレーティン
グ3を有する酸化シリコン膜からなる光導波路層2が完
成する。Next, as shown in FIG. 2B, a photoresist PR is spin-coated on the silicon oxide film 2A, and exposed and developed using a mask to form a grating pattern. Subsequently, as shown in FIG. 2C, the silicon oxide film 2A is etched using a potassium hydroxide solution using the photoresist PR as a mask.
Thereafter, when the photoresist PR is removed by a stripping agent, as shown in FIG. 2D, an optical waveguide layer 2 made of a silicon oxide film having a thickness of 1 μm and having a grating 3 is completed.
【0023】ここで、酸化シリコン膜2Aの形成に際し
ては半導体製造技術分野で用いられているCVD法、シ
リコン酸化法等の各種の技法を採用することも可能であ
る。また、酸化シリコン膜2Aのエッチング方法は、水
酸化カリウムのようなウエットエッチングのほかに反応
性イオンエッチングのようなドライエッチングでも可能
である。Here, when forming the silicon oxide film 2A, various techniques such as a CVD method and a silicon oxidation method used in the semiconductor manufacturing technology field can be adopted. The silicon oxide film 2A can be etched by dry etching such as reactive ion etching in addition to wet etching such as potassium hydroxide.
【0024】形成された酸化シリコン膜からなる光導波
路層2を有する基板では、バリウムホウケイ酸ガラス基
板1の屈折率n3 =1.53、光導波路層2の屈折率n
2 =1.75であることから、前記した(1)から
(4)式を使って計算するとグレーティングピッチΛ=
500nmの時、光は入射角θi =49度で光導波路層
2内をθd =81.8度で伝搬することがわかる。In the substrate having the formed optical waveguide layer 2 made of a silicon oxide film, the refractive index n 3 of the barium borosilicate glass substrate 1 is 1.53, and the refractive index n of the optical waveguide layer 2 is n.
Since 2 = 1.75, the grating pitch す る と = when calculated using the above equations (1) to (4).
At 500 nm, it can be seen that the light propagates through the optical waveguide layer 2 at an incident angle θ i = 49 degrees and θ d = 81.8 degrees.
【0025】しかる上で、図1に示したように、前記酸
化シリコン膜からなる光導波路層2の表面上に抗体固定
化膜4を形成する。この抗体固定化膜4は抗体の種類に
応じてその組成や製造方法が相違されるが、例えば、タ
ンパク質からなる抗体固定化膜を形成する場合には、光
導波路層2の表面にシランカップリング剤をスピンコー
トし、かつこれを選択的にエッチングして必要領域にの
み残す。その上で架橋剤を用いて表面に露呈されている
アミノ基にタンパク質を架橋させることで、抗体固定化
膜4を形成することができる。Then, as shown in FIG. 1, an antibody immobilization film 4 is formed on the surface of the optical waveguide layer 2 made of the silicon oxide film. The composition and manufacturing method of the antibody-immobilized film 4 differ depending on the type of antibody. For example, when an antibody-immobilized film made of a protein is formed, silane coupling is performed on the surface of the optical waveguide layer 2. The agent is spin coated and selectively etched to leave only the required areas. Then, the protein is cross-linked to the amino group exposed on the surface using a cross-linking agent, whereby the antibody-immobilized membrane 4 can be formed.
【0026】図3は図1に示した免疫センサ5を用いた
光導波路型蛍光免疫センサ測定装置の構成図である。レ
ーザ装置6よりアルゴンイオンレーザ光(488nm)
が一定の角度で免疫センサ5に入射するように構成す
る。また、免疫センサ5において発生された蛍光を検知
する光電子増倍管7が設けられている。なお、この例で
は免疫センサ5の下面から蛍光を測定しているが、セン
サの上面から蛍光を測定しても同じことである。FIG. 3 is a block diagram of an optical waveguide type fluorescence immunosensor measuring apparatus using the immunosensor 5 shown in FIG. Argon ion laser light (488 nm) from laser device 6
Is incident on the immunosensor 5 at a fixed angle. Further, a photomultiplier tube 7 for detecting fluorescence generated in the immunosensor 5 is provided. Although the fluorescence is measured from the lower surface of the immunosensor 5 in this example, the same applies to the measurement of the fluorescence from the upper surface of the sensor.
【0027】図4は図2の蛍光免疫センサ測定装置を用
いた試料溶液中の抗原濃度の測定方法の説明図である。
図4(a)のように、試料溶液8を免疫センサ5の光導
波路層2上の抗体固定化膜4上に10μl滴下する。す
ると、図4(b)のように、試料溶液8に含まれている
抗原9が抗体固定膜4の第1抗体4aと免疫反応により
結合する。次に、図4(c)のように、蛍光色素で標識
された第2抗体10を含む溶液11を滴下する。蛍光色
素は、使用するレーザ光により選択されるが、アルゴン
イオンレーザの場合はFITCが最適である。第2抗体
10は第1抗体4aとは別の部位で抗原9に結合する。
その結果、図4(d)のように、光導波路層表面に第1
抗体−抗原−第2抗体よりなる免疫複合体が形成され
る。FIG. 4 is an explanatory diagram of a method for measuring the concentration of an antigen in a sample solution using the fluorescence immunosensor measuring device of FIG.
As shown in FIG. 4A, 10 μl of the sample solution 8 is dropped on the antibody-immobilized film 4 on the optical waveguide layer 2 of the immunosensor 5. Then, as shown in FIG. 4B, the antigen 9 contained in the sample solution 8 binds to the first antibody 4a of the antibody immobilization film 4 by an immunoreaction. Next, as shown in FIG. 4C, a solution 11 containing the second antibody 10 labeled with a fluorescent dye is dropped. The fluorescent dye is selected depending on the laser light to be used, and FITC is most suitable for an argon ion laser. The second antibody 10 binds to the antigen 9 at a site different from the first antibody 4a.
As a result, as shown in FIG.
An immune complex consisting of the antibody-antigen-second antibody is formed.
【0028】そして、グレーティング3より入射したレ
ーザ光12が光導波路層2内を伝搬するとき、光導波路
層の表面にエバネッセント波が生じる。このエバネッセ
ント波により蛍光色素が励起され生ずる蛍光を光電子増
倍管により検出する。この蛍光強度と試料溶液中に含ま
れる抗原の濃度は相関関係があるので抗原の濃度を求め
ることができる。When the laser beam 12 incident from the grating 3 propagates in the optical waveguide layer 2, an evanescent wave is generated on the surface of the optical waveguide layer. The fluorescence generated when the fluorescent dye is excited by the evanescent wave is detected by a photomultiplier tube. Since there is a correlation between the fluorescence intensity and the concentration of the antigen contained in the sample solution, the concentration of the antigen can be determined.
【0029】なお、本発明の免疫センサは、光導波路層
をポリイミドで形成してもよい。この場合には基板上に
ポリイミドを塗布し、かつ選択エッチングすることで酸
化シリコン膜の場合と同様に光導波路層を形成すること
ができる。ただし、ポリイミドの屈折率n2 =1.64
であることから、前記(1)から(4)式を使って計算
するとグレーティングピッチΛ=500nmの時、光は
入射角θi =80.77度で導波路内をθd =80.7
7度で伝搬することになる。Incidentally, in the immunosensor of the present invention, the optical waveguide layer may be formed of polyimide. In this case, the optical waveguide layer can be formed in the same manner as the case of the silicon oxide film by applying polyimide on the substrate and performing selective etching. However, the refractive index n 2 of the polyimide is 1.64.
Therefore, when calculated using the above equations (1) to (4), when the grating pitch Λ = 500 nm, light enters the waveguide at an incident angle θ i = 80.77 degrees and θ d = 80.7.
It will propagate at 7 degrees.
【0030】[0030]
【発明の効果】以上説明したように、本発明による光導
波路型蛍光免疫センサは、光導波路層の表面の一端部に
光カップリング装置としてのグレーティングを有してい
るので、プリズム等が不要となり、センサの小型化及び
低コスト化が実現できるという効果がある。特に、光導
波路層として酸化シリコン膜やポリイミド膜を用いるこ
とで、グレーティングを微細にかつ容易に形成すること
ができ、センサの小型化と低コスト化を促進することが
できる。As described above, the optical waveguide fluorescent immunosensor according to the present invention has a grating as an optical coupling device at one end of the surface of the optical waveguide layer, so that a prism or the like is not required. In addition, there is an effect that the size and cost of the sensor can be reduced. In particular, by using a silicon oxide film or a polyimide film as the optical waveguide layer, the grating can be formed finely and easily, and the miniaturization and cost reduction of the sensor can be promoted.
【0031】また、本発明の製造方法では、光導波路層
を形成した後に、エッチング法によりグレーティングを
形成しているため、グレーティングの微細加工を容易に
行うことが可能となり、センサの小型化、低コスト化を
可能とする。特に、光導波路層としての酸化シリコン膜
をゾル−ゲル法により形成することで、光導波路層の形
成自体を容易に行うことができる効果もある。Further, in the manufacturing method of the present invention, since the grating is formed by the etching method after the formation of the optical waveguide layer, it is possible to easily perform the fine processing of the grating, and to reduce the size and the size of the sensor. Enables cost reduction. Particularly, by forming a silicon oxide film as an optical waveguide layer by a sol-gel method, there is an effect that the optical waveguide layer itself can be easily formed.
【図1】本発明の免疫センサの断面図である。FIG. 1 is a sectional view of an immunosensor of the present invention.
【図2】図1の免疫センサの製造方法を工程順に示す断
面図である。FIG. 2 is a sectional view illustrating a method of manufacturing the immunosensor of FIG. 1 in the order of steps.
【図3】図1の免疫センサを用いた免疫センサ測定装置
の概念構成図である。FIG. 3 is a conceptual configuration diagram of an immunosensor measurement device using the immunosensor of FIG. 1;
【図4】図3の免疫センサ測定装置を用いた測定方法を
説明するための模式図である。FIG. 4 is a schematic diagram for explaining a measurement method using the immunosensor measurement device of FIG. 3;
【図5】従来の光導波路回折格子バイオセンサの一例を
示す断面図である。FIG. 5 is a cross-sectional view showing an example of a conventional optical waveguide diffraction grating biosensor.
【図6】従来の標識型の光導波路免疫センサによる測定
方法を説明するための模式図である。FIG. 6 is a schematic diagram for explaining a measuring method using a conventional label type optical waveguide immunosensor.
【図7】従来のプリズムを用いた免疫センサ測定装置の
一例を示す断面図である。FIG. 7 is a cross-sectional view illustrating an example of a conventional immunosensor measurement device using a prism.
【図8】光導波路のカップリングにグレーティングを用
いた装置の一例を示す断面図である。FIG. 8 is a cross-sectional view showing an example of an apparatus using a grating for coupling of an optical waveguide.
1 ガラス基板 2 光導波路層 3 グレーティング 4 抗体固定化膜 5 免疫センサ 6 レーザ装置 7 光電子増倍管 8 試料溶液 9 抗原 10 第2抗体 11 溶液 12 レーザ光 Reference Signs List 1 glass substrate 2 optical waveguide layer 3 grating 4 antibody immobilization film 5 immunosensor 6 laser device 7 photomultiplier tube 8 sample solution 9 antigen 10 second antibody 11 solution 12 laser light
Claims (5)
面の一端部にエッチングによりグレーティングが形成さ
れた光導波路層と、前記光導波路層の上に形成された抗
体固定化膜とで構成され、前記基板の表面の前記グレー
ティングを通して光導波路内に導入された光により発生
するエバネッセント波により励起されることにより光導
波路表面に固定化された抗体と免疫複合体を形成した標
識蛍光色素より生じた蛍光の強度を測定するための光導
波路型蛍光免疫センサ。And 1. A substrate is formed on the substrate, the table
An optical waveguide layer in which a grating is formed in one end portion by etching of the surface, is composed of an antibody immobilized membrane formed on the optical waveguide layer, it is introduced into the optical waveguide through the grating of the surface of said substrate An optical waveguide fluorescent immunosensor for measuring the intensity of fluorescence generated from a labeled fluorescent dye that forms an immune complex with an antibody immobilized on the optical waveguide surface by being excited by an evanescent wave generated by generated light.
される請求項1に記載の光導波路型蛍光免疫センサ。Wherein said optical waveguide layer is composed of a silicon oxide film
The optical waveguide fluorescent immunosensor according to claim 1 , wherein:
れる請求項1に記載の光導波路型蛍光免疫センサ。Wherein of construction the optical waveguide layer is a polyimide film
The optical waveguide fluorescent immunosensor according to claim 1 , wherein
前記光導波路層上にマスクを形成し、前記光導波路層の
表面の一端部を選択エッチングしてグレーティングを形
成する工程と、前記光導波路層の表面上に測定する抗体
に対応した抗体固定化膜を選択的に形成する工程を含む
ことを特徴とする光導波路型蛍光免疫センサの製造方
法。4. A step of forming an optical waveguide layer on a substrate;
A mask is formed on the optical waveguide layer, said optical waveguide layer
Forming a grating by selectively etching one end of the surface; and selectively forming an antibody-immobilized film corresponding to the antibody to be measured on the surface of the optical waveguide layer. Of manufacturing a fluorescent immunosensor of the type.
ル法により酸化シリコン膜を形成する工程である請求項
4に記載の光導波路型蛍光免疫センサの製造方法。 5. The method according to claim 4 , wherein the step of forming the optical waveguide layer is a step of forming a silicon oxide film by a sol-gel method.
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