JP3647267B2 - 面発光レーザーを用いた表面プラズモン共鳴センサ装置 - Google Patents
面発光レーザーを用いた表面プラズモン共鳴センサ装置 Download PDFInfo
- Publication number
- JP3647267B2 JP3647267B2 JP16599898A JP16599898A JP3647267B2 JP 3647267 B2 JP3647267 B2 JP 3647267B2 JP 16599898 A JP16599898 A JP 16599898A JP 16599898 A JP16599898 A JP 16599898A JP 3647267 B2 JP3647267 B2 JP 3647267B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- plasmon resonance
- surface plasmon
- sensor device
- light
- resonance sensor
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Images
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/55—Specular reflectivity
- G01N21/552—Attenuated total reflection
- G01N21/553—Attenuated total reflection and using surface plasmons
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Immunology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、試料中の測定対象を光を利用して測定するセンサに関し、より詳しくは、光透過性媒体上に設けられた金属薄膜における光の全反射条件で生じる光−表面プラズモン波の相互作用を利用して特定物質を検出ないし測定するセンサに関して、更に詳しくは垂直共振器面発光レーザーとＣＣＤなどのセンサアレイを同一の基板に持ち、この基板と光透過性媒体および金属薄膜が一体となっている光学系を用いた核酸検出装置などのセンサ装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
試料濃度を測定する化学センサでは、測定対象の酸化還元反応や呈色試薬との発色反応などが用いられる。いずれの場合にも、高感度で高選択的なセンサを構築するには、測定対象を基質とし、この基質に対して高い親和性を有する生体物質、つまり抗原に対する抗体のような生体物質を用いるとよい。また、測定対象が核酸であれば、該核酸の塩基配列の一部に相補的な塩基配列を有するいわゆるプローブ核酸を用いるとよい。
【０００３】
近年、この生物化学的な反応に伴う誘電率の変化を光学的に測定する高感度な方法が提案されている（特開昭６１−２９２０４５号公報）。この方法は、光透過性媒体上に設けられた金属薄膜における光の全反射条件で生じる光−表面プラズモン波の相互作用を利用するもので、その測定原理は以下の通りである。
【０００４】
表面プラズモン波は、金属と絶縁体間の界面に生じる電磁波であり、金属と絶縁体の界面近傍の屈折率（つまり誘電率）とその厚さにより決められた共鳴条件を満たすことにより光学的に引き起こすことができる。まず、金属薄膜を有する光透過性媒体において、光透過性媒体面で全反射が起きるようにｐ偏光した光を入射する。このとき、金属薄膜と光透過性媒体の界面において光の入射角を変数とする波数のエバネッセント波が生じる。一方、金属薄膜上では光のトンネル効果により表面プラズモン波が生じる。金属薄膜の両面で生じたエバネッセント波と表面プラズモン波の波数が一致したときに表面プラズモン共鳴が起こり、入射した光のエネルギーの一部が表面プラズモン波の励起エネルギーに用いられる。
【０００５】
エネルギー保存則より、金属薄膜面で反射した光強度は、入射光強度と表面プラズモン波の励起で失われた光強度の差となる。従って、反射光強度の入射角依存性を測定することにより、表面プラズモン共鳴が観測できる。この共鳴条件は、入射光の波長、入射角、光透過性媒体と金属薄膜の複素誘電率、および金属薄膜上に設けたセンサ感応膜の複素誘電率などで規定される。感応膜における生物化学的な反応により複素誘電率が変化すれば共鳴条件が変わり、波長一定の条件では表面プラズモン共鳴が起きる光の入射角が変化する。これを求めることにより、生物化学的な反応の基質濃度、つまり測定対象の濃度を求めることができる。
【０００６】
また、表面プラズモン波は金属薄膜上およそ数１００ｎｍの領域に生じるため、誘電率変化をもたらす基質と生体物質との生物化学的な反応は、この領域で起きなければならない。このため、生体物質を固定した感応膜は極めて薄い膜で十分である。さらに、表面プラズモン共鳴では金属薄膜近傍のみを測定することができるので、着色した試料や懸濁した試料でも影響を受けることなく測定することができる。
【０００７】
この表面プラズモン共鳴を利用して、これまでに蛋白質の抗原検出センサなどが実用化されている（例えば、ファルマシア社製ＢＩＡｃｏｒｅ）。このセンサでは、表面プラズモン共鳴が起きる金薄膜上に感応膜として有機薄膜が担持されており、この有機薄膜中に抗体を固定している。固定された抗体と被検体中の抗原とが選択的に結合することにより有機薄膜の誘電率が僅かに変化し、これを共鳴角度の変化から測定することができる。これは核酸センサなどとしても使用でき、このセンサでは表面プラズモン共鳴が起きる金薄膜上に感応膜として有機薄膜が担持されており、有機薄膜上に核酸等を固定している。固定された標的核酸、あるいはプローブ核酸と被検体中のそれぞれプローブ核酸、あるいは標的核酸とが選択的に結合することにより有機薄膜の誘電率が僅かに変化し、これを共鳴角度の変化から測定することができる。
【０００８】
この表面プラズモン共鳴を利用した測定装置としては、特開平５−１８８９０号公報、特開平６−５８８７３号公報、特開平６−１６７４４３号公報、特開平６−２６５３３６号公報、および特開平７−１７４６９３号公報のほか、Ｓｅｎｓｏｒｓ ａｎｄ Ａｃｔｕａｔｏｒｓ Ｂ３２９（１９９５）ｐｐ２６８−２７３、Ｓｅｎｓｏｒｓ ａｎｄ Ａｃｔｕａｔｏｒｓ Ｂ３２（１９９６）ｐｐｌ４９−１５５などに記載のものがある。これらは全て、プリズム上に金属薄膜を形成し、プリズム外部から光を入射して生じた表面プラズモン共鳴をプリズム外部に設置した検出器により測定するものである。これらの装置は、共鳴角の変化を測定するために金属薄膜への光の入射角が可変である必要があり、光源、プリズム、検出器、可動装置などからなる比較的大きな装置である。従って、このような装置構成では可撓性に富んだセンサを作製することは困難である。
【０００９】
一方、表面プラズモン共鳴が生じる金属薄膜部分は極微小な面積で十分観測できるので、測定部のみを微小化して、いわゆるセンサ型とした提案もなされている。例えば、Ｓｅｎｓｏｒｓ ａｎｄ Ａｃｔｕａｔｏｒｓ Ｂ３４（１９９６）ｐｐ３２８−３３３では光ファイバーを用いたセンサが提案されている。光ファイバー中を伝搬する光の群速度は波長によって決まるので、光の波長と光ファイバーの特性によってコア−クラッド界面で光が全反射する際の入射角および反射角が決まる。ここで、光ファイバーのクラッド部分を一部取り除き、コア部分の表面に金属薄膜を形成する。様々な波長の光のうち、コア−金属薄膜部分で全反射される際に生じるエバネッセント波と金属薄膜の表面プラズモン波の間に共鳴が起れば、その波長の光は減衰する。従って、白色光を光ファイバーに導入し、コア−金属薄膜を通過してきた光の波長分散を調べれば、表面プラズモン共鳴が生じている部分の波長域で光強度の減衰を観測することができる。これらの方法は、表面プラズモン共鳴を利用したセンサの実用性を飛躍的に高めるものである。しかし、光源と光ファイバーの結合、光ファイバーと光検出器との結合など、光学的に厳密な位置決めが要求される。
【００１０】
光ファイバーを用いた類似のセンサ技術としては、ヨーロッパ特許出願公開公報第０２８２００９号が挙げられる。これは、炭化水素との相互作用に起因する反射率変化を利用した光ファイバー検知器であり、その作動原理は炭化水素の存在によってクラッド材の屈折率が変化することに基づくものである。また、米国特許第２５９，５５６号には、光ファイバーの末端に金属薄膜が施された、光ファイバー化学センサが開示されている。金属薄膜が化学物質と接触することにより、薄膜の厚みが変化し、結果としてその反射特性が変化することを利用している。
【００１１】
また、入射角変化のための駆動部を持たず、プリズムと光検出器を一体としたデバイスも提案されている。例えば、特開平７−２２５１８５号公報では、ガラス基板に光導波路、導波型レンズ、ＣＣＤ検出器を備えたセンサが開示されている。センサ外部から半導体レーザーを入射して表面プラズモン共鳴を測定するが、それぞれの光学素子の相対的な位置をセンサ完成後に調整する必要がない利点を有している。
【００１２】
また、Ｓｅｎｓｏｒｓ ａｎｄ Ａｃｔｕａｔｏｒｓ Ｂ３５−３６（１９９６）ｐｐ２１２−２１６では発光ダイオードとフォトダイオードアレイを一体化したセンサが提案されている。このセンサは、表面プラズモン共鳴測定に必要な全ての光学素子が１つにパッケージされており、パッケージ上に形成された金属薄膜に感応膜を取り付けることによりセンサとして機能する。また、発光ダイオードの出射光が広がりを持つことを利用して、金属薄膜への入射角幅をとり、それぞれの入射角に対応する光強度をフォトダイオードアレイで検出できるように工夫されている。このセンサは、表面プラズモン共鳴を測定するための光学配置の調整が全く不必要で、金属薄膜に目的の生体物質を固定することによりセンサとして機能する。しかし、１つの測定対象に対して１つのセンサが必要であり、多成分センシングには不適当である。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】
以上述べた様に、表面プラズモン共鳴を利用した化学センサでは、光の全反射において反射光の強度が入射角により変化することを利用して測定する。従って、高精度な測定には、光源、ｐ偏光子、レンズ、光透過媒体、および光検出器の相対位置が厳密に規定されていなければならない。また、光の入射角を変化させながら反射光を測定する方法では、それぞれの光学素子を高い位置精度で移動させなければならない。このように各光学素子を配置するには、剛性の高い材料で固定する必要があり、取り付け精度や駆動精度が要求され、また駆動のための制御系などで装置の大型化は避けられない。
【００１４】
また、光ファイバーのコア部分で表面プラズモン共鳴を測定する方法は、可撓性が高く汎用のセンサとなるが、光源や光検出器と光ファイバーとの結合が必要なこと、温度など外的な影響を受けやすいためリファレンス部を設けた方がよいこと、多成分同時測定では測定対象の数だけセンサ部分を作製する必要があること、さらに波長分散より表面プラズモン共鳴を測定するので多数の分光器や光検出器が必要になること、などが問題に挙げられ、センサの量産性や汎用性に欠けていた。
【００１５】
一方、光源や偏光子、光検出器を光透過性媒体とともに一体化した表面プラズモン共鳴センサは、上記のような光学素子の厳密な位置決めが不必要であり、駆動部もないため、センサの小型化やセンサ応答の安定化が可能である。しかし、発光ダイオードを光源とした場合、出射光はダイオード輝点から円錐状に広がる為、前述のようなフォトダイードアレイを用いても一成分の測定しか行なえない欠点がある。試料中には色々な成分が含まれており、それらを同時に測定するという要求も少なくない。さらに、試料中の測定対象の濃度も広い範囲に及ぶこともあり、ダイナミックレンジが大きなセンサの開発も望まれている。
【００１６】
本発明は、これらの問題点を解決するために、光源として光の指向性、偏光面制御性に優れ、アレイ化に適した面発光レーザーを、また光検出器としてＣＣＤなどのセンサアレイを用い、これらを同一の基板に作製し、基板上に設けた或は存在する光透過性媒体と金属薄膜により単一成分のみならず、多成分の測定も容易に可能とし、更にはダイナミックレンジも容易に広げられる構成を有する表面プラズモン共鳴センサ装置を提供することを目的とする。
【００１７】
【課題を解決するための手段】
現在、波長４００ｎｍ程度の青色から通信波長帯である１．５５μｍまでの面発光レーザーが開発されつつあり、サファイア基板上のＧａＮ系、ＧａＡｓ基板上のＧａＡｌＩｎＰ系、ＩｎＧａＡｓ系、ＧａＩｎＮＡｓ系、およびＧａＡｌＡｓ系、ＩｎＰ基板上のＧａＩｎＡｓＰ系、ＧａＡｌＩｎＡｓ系などの材料系で研究されている。面発光レーザーの基本的な構造を図１に示す。
【００１８】
半導体基板１の上に作製した数μｍ厚程度のエピタキシャル成長層２に活性層３を設け、その両面に９９％以上の高反射率を持つ誘電体多層膜ミラー４、５を形成する。ピクセル６は活性層３の外形を示しており、基板１から垂直にレーザー光が出射する。反射膜４、５としては、屈折率の異なるλ／４厚の膜を多層にしたものが主に用いられ、材料としては誘電体ガラスあるいはエピ成長した半導体が一般的である。エピ成長したミラーの例としては、ＥＬＥＣＴＲＯＮＩＣＳＬＥＴＴＥＲＳ， ３１， ｐ．５６０（１９９５）にあるように、ＧａＡｓ基板上にＡｌＡｓ／ＧａＡｓの多層膜ミラーと活性層などを１回の成長で行うものや、ＡＰＰＬＩＥＤ ＰＨＹＳＩＣＳ ＬＥＴＴＥＲＳ， ６６， ｐ．１０３０（１９９５）にあるように、ＩｎＰ基板上に成長したＩｎＧａＡｓＰ／ＩｎＰ系のレーザー構造にＧａＡｓ基板上のＧａＡｓ／ＡｌＡｓミラーを直接接合により貼り付けたものなどがある。また、特開平５−１６７１９２号公報あるいは特開平６−２３７０４３号公報などに開示されているような孔を有する基板からエピタキシャル成長させて作製することもできる。
【００１９】
レーザー素子の発光部の大きさは５〜３０μｍであり、ガスレーザーや通常の半導体レーザーと比較するとビーム広がり角が極めて小さい（指向性に優れる）特徴を有している。また、レーザー発光面を偏心させることにより偏光子を用いることなく出射光を偏光させることができる。さらに、プロセス技術によりー枚のシリコン基板に多数の面発光レーザーをアレイ状に作製することも比較的容易にできる。
【００２０】
一方、光検出器であるＣＣＤなどのセンサは１次元あるいは２次元でアレイ状に配置できることは周知のとおりである。
【００２１】
以上のような特徴に基づき、本発明の表面プラズモン共鳴センサ装置は、同一の基板に面発光レーザーとＣＣＤなどのセンサアレイを作製し、レーザー光の広がり角を一軸方向に広げる光学素子をレーザー前面に設け、さらに基板上部に金属薄膜を有する光透過性媒体を設けて（反射防止膜を内表面上に持つ空気（光透過性媒体である）を閉じ込めた樹脂ケースなどの外表面に金属薄膜を設けたものなどでもよい）、レーザー光が光透過性媒体界面で全反射すると共に、ビーム広がり角方向の光強度をセンサアレイで測定できるように各要素を配置することにより、前記の問題を解決するものである。
【００２２】
本発明で使用される金属薄膜を構成する金属は、「表面」 Ｖｏｌ．２０ Ｎｏ．６（１９８２）ｐ．２８９〜３０４に記載されているように、複素誘電率の実部が負で大きなＡｇ、Ａｕ、Ｃｕ、Ｚｎ、Ａｌ、Ｋが望ましく、虚部の大きさの関係から特にＡｇ、Ａｕが好適で、Ｐｄ、Ｎｉ、Ｆｅは望ましくない。また、金属薄膜は合金組成で構成することもできるが、ＡｕにＰｄを混合した場合には表面プラズモンが消滅するため、この合金の使用は好ましくない。さらに、金属薄膜は、光透過性媒体への密着性を向上させるために、例えばその表面にＣｒ膜を極めて薄く形成し、その上にＡｕ膜等を形成した多層構造をもって構成することもできる。
【００２３】
より具体的な１つのセンサ装置では、面発光レーザー開口部が楕円型に偏心した１つのレーザー素子からの光が金属薄膜へｐ偏光入射するように配置し、好ましくは、この偏光面に沿ってビームを広げるようなレンズあるいはホログラム素子を設け、広い入射角範囲で光透過性媒体界面で全反射が起きるようにする。生じた表面プラズモン共鳴の入射角依存性は、面発光レーザーと同一の基板に偏光面に沿って設置された１次元のＣＣＤなどのセンサアレイで測定する。なお、１次元ＣＣＤセンサアレイのアレイ数は、ＣＣＤセンサアレイで受光する入射角範囲と表面プラズモン共鳴角の変化によって規定されるが、入射角範囲が１０°で共鳴角変化が２°であれば１００以上の素子のアレイで構成されていれば十分である。また、レーザービームを広げるためホログラム素子を用いれば、薄く軽い素子でビーム広がり角を自由に設定でき、また後述のようなレーザーアレイ上の光学位置決めも容易である。
【００２４】
より具体的な他のセンサ装置では、上記の面発光レーザーとＣＣＤなどの１次元センサアレイ、および好ましくは付随する光学素子が並列した構成となっている。面発光レーザー光のｐ偏光方向は好ましくはレンズにより更に広げられるが、これと垂直な方向ではレーザー光の広がり角が著しく小さいため、並列構造としても隣り合う面発光レーザー光は重なることがなく、２次元のＣＣＤなどのセンサアレイにおけるクロストークはほとんど発生しない。このため、それぞれの面発光レーザーにより表面プラズモン共鳴が生じる金属薄膜のストリップ部分に異なる生体物質を固定し、多成分ないし項目を同時に測定することができる。また、同じ生体物質を異なる濃度で金属薄膜ストリップ上に固定し、それぞれのダイナミックレンジを変えたセンサ構成とすることもできる。
【００２５】
より具体的な更に他のセンサ装置では、上記のセンサにおいて面発光レーザーが２次元アレイとなった構成である。面発光レーザーのｐ偏光方向に並んだレーザーは、好ましくはレンズにより、光透過性媒体と金属薄膜の界面に或る入射角範囲で入射するが、それぞれのレーザー入射角範囲が連続するようにレンズを設けることにより、１つの面発光レーザーでは実現できなかった広い入射角範囲を多数のレーザーでカバーすることができる。この広い入射角に対応する全反射光強度はＣＣＤのどのセンサアレイにより測定する。金属薄膜に固定する感応膜の複素誘電率が評価できない場合、表面プラズモン共鳴が起きる共鳴角が算出できず、狭い入射角範囲しか持たないセンサでは設計が困難となる。このような場合、広い入射角範囲を持つセンサは感受性誘電体層の広い誘電率に対して表面プラズモン共鳴を測定できるので極めて有用である。また、上記１次元レーザーアレイを持つセンサ装置と同様、金属薄膜ストリップ部分に異なる生体物質を固定し、広い入射角で多成分あるいは単一成分を大きなダイナミックレンジで測定することもできる。
【００２６】
なお、金属薄膜へのレーザー光の入射角が大きな範囲になると、センサ１素子で受光できる光の放射角が小さくなるため、観測される光強度が減少する。このような場合、ＣＣＤなどのセンサ信号を補正処理すれば正確な表面プラズモン共鳴スペクトルが得られる。
【００２７】
なお、本発明で使用される感受性誘電体層とは、測定対象物と選択的に相互作用し、その屈折率及び厚さ等の物理化学的変化が惹起されるものを指し、具体的には抗原や抗体等を担持した高分子層、特定の有機化合物に親和性を示すラングミュア−ブロジェト膜、ホルモン、リセプター、ポリベプチド、核酸、細胞、細胞膜、糖タンパク質、脂質、色素から選ばれたものを担持した高分子層などである。また、測定対象物は気体状でも液体状でもかまわない。
【００２８】
また、更には、本発明で使用される感受性誘電体層とは測定対象である核酸と選択的に相互作用し、その屈折率及び厚さ等の物理化学的変化が惹起されるものを指し、具体的には上記測定対象となる標的核酸の塩基配列の一部に相補的な塩基配列を有するプローブ核酸、より具体的にはプローブとなるＤＮＡ、ＲＮＡ、ＰＮＡ等を含む層である。この場合には標的核酸が反応対象となる。また、逆に感受性誘電体層として標的核酸、より具体的にはＤＮＡ、ｃＤＮＡ等のＤＮＡ、あるいはｍＲＮＡ、ｔＲＮＡ、ｒＲＮＡ等のＲＮＡを含む層でもよい。この場合はプローブ核酸が反応対象となる。
【００２９】
【作用】
このような構成の表面プラズモン共鳴センサ装置においては、面発光レーザーとＣＣＤなどの検出器が同一基板上に形成されており、さらに基板上に設けられて光透過性樹脂に金属薄膜を形成することにより、表面プラズモン共鳴を測定するのに必要な光学素子が全て１つのチップ上に作製される。このため、センサの小型化、低コスト化、量産化が可能となる。また、面発光レーザー光の平行性を利用して、多チャンネル化することにより多成分の同時センシングも可能となる。さらに、面発光レーザーは容易にアレイ化できるので、ＣＣＤなどの検出器アレイと組み合わせることにより検出器への広い入射角を実現することができ、多成分センシングセンサや広い濃度範囲で適用できるセンサを構築することができる。
【００３０】
【発明の実施の形態】
以下に、実施例をもって本発明を説明するが、これらは本発明の範囲をなんら限定するものではない。
【００３１】
［実施例１］
実施例１は、面発光レーザーと１次元ＣＣＤセンサアレイを用いた表面プラズモン共鳴センサ装置に関する。センサの装置構成の平面図を図２（ａ）に示し、側面図を図２（ｂ）に示す。図２に示すように、Ｓｉ基板１に面発光レーザー２と１次元ＣＣＤセンサアレイ３を一列（図２の左右方向）になるように配置する。面発光レーザー２の発振波長は６４０ｎｍ、出力は０．１ｍＷである。このＳｉ基板１は、機械的強度を保つため、窓を持つパッケージに入れてもよいし、また絶縁基板４で保持してもよい。これらパッケージあるいは絶縁基板４から、面発光レーザー２を駆動するための端子５およびＣＣＤセンサ信号を取り出すための端子５が引き出されている。また、誘電率（屈折率）は温度依存性を示すので、望ましくはＳｉ基板１上あるいはその近傍にサーミスタのような温度センサを設け、この信号も端子５より引き出して、表面プラズモン共鳴信号の温度補正を行うとよい。面発光レーザー光は一軸方向に偏光しているが、ＣＣＤセンサアレイ３の配列方向に偏光面を合わせるように楕円形に偏心した面発光レーザー２を作製するか、あるいは偏光子などで偏光面を傾ける。
【００３２】
出射したレーザー光をＣＣＤセンサアレイ３の配列方向に広げるため、面発光レーザー１の上にシリンドリカルレンズ６が設けられている。これら素子を光透過性のポリメチルメタクリレート樹脂７でモールドし、センサ装置とする。なお、広げられたレーザー光は金属薄膜８を形成した光透過性樹脂表面で全反射するが、この全反射した光の強度が入射角に対応してＣＣＤセンサアレイ３で測定できるようにシリンドリカルレンズ６の焦点距離が規定されている。センサアレイ３を広めに設けて全反射光が充分正確に受光されるようにすれば、樹脂７内でのシリンドリカルレンズ６の位置はそれほど厳密に行なわれる必要はない。金属薄膜８としては、光透過性樹脂７の表面に金を５００オングストローム蒸着する。
【００３３】
この金薄膜８上に以下のようにして抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ１２０／１６０モノクローナル抗体を担持し、感受性誘電体層を形成した。
（１）シスタミン２塩酸塩（東京化成工業株式会社製）をクロロホルムに溶解し０．００５Ｍとした。センサ装置の樹脂モールド面に形成した金薄膜８をこの溶液中に浸し、３時間静置して金薄膜上にアミノ基を導入した。
（２）次に、ＢＳ３［Ｂｉｓ（ｓｕｌｆｏｓｕｃｃｉｎｉｍｉｄｙｌ）ｓｕｂｅｒａｔｅ］（ＰＩＥＲＣＥ社製）を、０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に溶解し２ｍＭとした。この溶液中にアミノ基を導入した金薄膜８を１０分間浸し、金薄膜上にスクシンイミジル基を導入した。
（３）次に、抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体（バイオライン社製）を、０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に溶解し１ ｍｇ／ｍｌとした。この溶液に金薄膜８を１時間浸し、金薄膜上に抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体を担持した。
（４）最後にｌＭ Ｔｒｉｓ−ＨＣｌバッファーｐＨ７．５に金薄膜８を１０分間浸し、金薄膜上の未反応のスクシンイミジル基を反応させた。
【００３４】
このセンサ装置を、０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に浸し、金薄膜８からの反射光をＣＣＤセンサアレイ３により検出して、その信号を端子５より取り出した。この出力信号をシンクロスコープで観測し、各入射角に対応する表面プラズモン共鳴を測定した。この結果、図３（ａ）に示す（太い点線）ように、入射角６２．０°に極小を持つ共鳴スペクトルが得られた。
【００３５】
次に、緩衝液に検出対象物質である抗原物質リコンビナントＨＩＶ−１ ｇｐ１２０（レプリジェン社製）を０．０２ｍｇ／ｍｌとなるように溶解した。この抗原物質溶液にセンサ装置を浸したときの共鳴スペクトルを同様にして測定したところ、図３（ａ）に示す（細い点線）、入射角６４．０°に極小を持つスペクトルが得られた。これより、本発明の表面プラズモン共鳴センサ装置が、抗原−抗体反応の検出に応用可能であることが明らかにされた。
【００３６】
次に、第２の場合として、上記金薄膜８上に以下のようにしてプローブＤＮＡを担持し、感受性誘電体層を形成した。
（１）シスタミン２塩酸塩（東京化成工業株式会社製）をクロロホルムに溶解し０．００５Ｍとした。センサ装置の樹脂モールド面に形成した金薄膜８をこの溶液中に浸し、３時間静置して金薄膜上にアミノ基を導入した。
（２）次に、ＢＳ３［Ｂｉｓ（ｓｕｌｆｏｓｕｃｃｉｎｉｍｉｄｙｌ）ｓｕｂｅｒａｔｅ］（ＰＩＥＲＣＥ社製）を、０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に溶解し２ｍＭとした。この溶液中にアミノ基を導入した金薄膜８を１０分間浸し、金薄膜上にスクシンイミジル基を導入した。
（３）ＤＮＡプローブとして、５’末端の水酸基にリン酸基とヘキサメチレンを介してアミノ基を結合した１８量体のオリゴマー▲１▼を用いた。用いたＤＮＡは、すべて日本製粉株式会社より、ＨＰＬＣ精製グレードを購入し、そのまま用いた（以下の実施例でも同様）。プローブの塩基配列は、１本鎖ＤＮＡであるＭ１３ｍｐ１８ｓｓのマルチプルクローニングサイトの一部の塩基配列に相補的な配列である。以下に各プローブの塩基配列とリンケージの構造を示す。
▲１▼５’ ＮＨ2−（ＣＨ2）6−Ｏ−ＰＯ2−Ｏ−ＴＧＴＡＡＡＡＣＧＡＣＧＧＣＣＡＧＴ
また、これとは別に被検対象ＤＮＡとして▲１▼と相補的な塩基配列を有するＤＮＡ▲２▼を用いた。
▲１▼を、０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に溶解し０．５ｍｇ／ｍｌとした。この溶液に金薄膜８を１時間浸し、金薄膜上にプローブＤＮＡを結合した。
（４）最後に１Ｍ Ｔｒｉｓ−ＨＣｌバッファーｐＨ７．５に金薄膜８を１０分間浸し、金薄膜上の未反応のスクシンイミジル基を反応させた。
【００３７】
このセンサ装置を、０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に浸し、金薄膜８からの反射光をＣＣＤセンサアレイ３により検出して、その信号を端子５より取り出した。この出力信号をシンクロスコープで観測し、各入射角に対応する表面プラズモン共鳴を測定した。この結果、図３（ｂ）に示す（細い点線）ように、入射角５８．０°に極小を持つ共鳴スペクトルが得られた。
【００３８】
次に、緩衝液に検出対象物質である▲２▼を０．００５ｍｇ／ｍｌとなるように溶解した。この溶液にセンサ装置を浸したときの共鳴スペクトルを同様にして測定したところ、図３（ｂ）に示す（太い点線）ように、入射角５８．７°に極小を持つスペクトルが得られた。これより、本発明の表面プラズモン共鳴センサ装置が、核酸オリゴマーの検出にも応用可能であることが明らかにされた。
【００３９】
［実施例２］
実施例２は、１次元面発光レーザーアレイと２次元ＣＣＤセンサアレイを用いた表面プラズモン共鳴センサ装置（多成分を同時に測定できる）に関する。センサの装置構成の平面図を図４（ａ）に示し、側面図を図４（ｂ）に示す。図４に示すように、実施例１と同様にして、Ｓｉ基板に、１次元面発光レーザーアレイ９と２次元ＣＣＤセンサアレイ１０を配置する。また、出射した各レーザー光を２次元ＣＣＤセンサアレイ１０の配列方向（図４の左右方向）に広げるため、面発光レーザーアレイ９の上にシリンドリカルレンズ１１（これは実施例１のシリンドリカルレンズ６を図４（ａ）の上下方向に長く伸ばしたものである）を設ける。さらに、広げられた各レーザー光が、金属薄膜１２を形成した光透過性樹脂表面で全反射するが、この全反射した光の強度が入射角に対応してＣＣＤセンサアレイ１０で測定できるようにシリンドリカルレンズの焦点距離が規定されている。
【００４０】
金属薄膜１２として、実施例１と同様に光透過性樹脂の表面に金を５００オングストローム蒸着するが、それぞれの面発光レーザー光が金薄膜面で反射して、それぞれのＣＣＤセンサアレイ（図４の左右方向に伸びた各１次元センサアレイ）で表面プラズモン共鳴が測定できるように、蒸着面積を広くする。この金薄膜１２をストリップ状に分け、幾つかのストリップ上に、実施例１の第１の場合と同様にして、抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体を担持し、感受性誘電体層を形成した。また、これ以外の幾つかのストリップ上に抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体の替わりにイムノグロブリンＧ（シグマ社製）を同様にして固定した。
【００４１】
このセンサ装置を、０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に浸し、金薄膜１２のそれぞれのストリップからの反射光をＣＣＤセンサアレイ１０により検出して、その出力信号を多チャンネルのシンクロスコープで観測し、それぞれのストリップにおいて各入射角に対応する表面プラズモン共鳴を測定した。この結果、抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体を固定したストリップでは入射角６２．０°に極小を持つ共鳴スペクトルが、またイムノグロブリンＧを固定したストリップでは入射角６６．０°に極小を持つ共鳴スペクトルが得られた。
【００４２】
次に、緩衝液に検出対象物質である抗原物質リコンビナントＨＩＶ−１ ｇｐ１２０を０．０２ｍｇ／ｍｌとなるように溶解した。この抗原物質溶液にセンサ装置を浸したときの共鳴スペクトルを同様にして測定したところ、抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体を固定したストリップでは入射角６４．０°に極小を持つスペクトルが得られた。一方、イムノグロブリンＧを固定したストリップでは共鳴角の変化は観測されなかった。
【００４３】
さらに、緩衝液に検出対象物質であるアンチイムノグロブリンＧを０．０２ｍｇ／ｍｌとなるように溶解し、この溶液にセンサ装置を浸したとき、抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体を固定したストリップでは入射角６２．０°に極小を持つスペクトルとなりブランクと同じスペクトルとなったが、イムノグロブリンＧを固定したストリップでは共鳴角が６７．５°に変化した。これより、本発明の表面プラズモン共鳴センサ装置が、金薄膜上のそれぞれのストリップに固定した抗原に対応して、それぞれの抗体を多成分同時かつ特異的に検出できることがわかった。
【００４４】
続いて、第２の場合として、上記金薄膜１２をストリップ状に分け、幾つかのストリップ上に実施例１の第２の場合と同様にしてプローブＤＮＡ▲１▼を担持し、感受性誘電体層を形成した。また、これ以外の幾つかのストリップ上に▲１▼の替わりにデオキシリボチミジル酸の２５量体（Ｔ２５）を同様にして固定した。
【００４５】
このセンサ装置を、０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に浸し、金薄膜１２のそれぞれのストリップからの反射光をＣＣＤセンサアレイ１０により検出して、その出力信号を多チャンネルのシンクロスコープで観測し、それぞれのストリップにおいて各入射角に対応する表面プラズモン共鳴を測定した。この結果、▲１▼を固定したストリップでは入射角５８．０°に極小を持つ共鳴スペクトルが、また、Ｔ２５を固定したストリップでも同様に入射角５８．０°に極小を持つ共鳴スペクトルが得られた。
【００４６】
次に、緩衝液に検出対象物質である▲２▼を０．００５ｍｇ／ｍｌとなるように溶解した。この抗原物質溶液にセンサ装置を浸したときの共鳴スペクトルを同様にして測定したところ、▲１▼を固定したストリップでは入射角５８．７°に極小を持つスペクトルが得られた。一方、（Ｔ２５）を固定したストリップでは共鳴角の変化は観測されなかった。
【００４７】
さらに、緩衝液に他方の検出対象物質であるデオキシアデニル酸の２５量体（Ａ２５）を０．００５ｍｇ／ｍｌとなるように溶解し、この溶液にセンサ装置を浸したとき、▲１▼を固定したストリップでは入射角５８．０°に極小を持つスペクトルとなりプランクと同じスペクトルとなったが、Ｔ２５を固定したストリップでは共鳴角が５９．０°に変化した。これより、この様な場合でも、本発明の表面プラズモン共鳴センサ装置が、金薄膜上のそれぞれのストリップに固定した抗原に対応して、それぞれの抗体を多成分同時かつ特異的に検出できることがわかった。
【００４８】
［実施例３］
実施例３は、１次元面発光レーザーアレイと２次元ＣＣＤセンサアレイを用いた表面プラズモン共鳴センサ装置（同一成分を広い濃度範囲で測定）に関する。センサの装置構成は図４の実施例２と同じである。実施例２と同様にして、金薄膜をストリップ状に分け、幾つかのストリップ上に実施例１の第１の場合と同様にして抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体を担持し、感受性誘電体層を形成した。また、これ以外の幾つかのストリップ上に抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体の濃度を１／１００として固定処理を行った。
【００４９】
このセンサ装置を、０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に浸し、金薄膜１２のそれぞれのストリップからの反射光をＣＣＤセンサアレイ１０により検出して、その出力信号を多チャンネルのシンクロスコープで観測し、それぞれのストリップにおいて各入射角に対応する表面プラズモン共鳴を測定した。この結果、実施例１の第１の場合のように抗ＨＩＶ−１ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体を固定したストリップでは入射角６２．０°に極小を持つ共鳴スペクトルが、また抗体濃度を１／１００としたストリップでは入射角６１．０°に極小を持つ共鳴スペクトルが得られた。
【００５０】
次に、緩衝液に検出対象物質である抗原物質リコンビナントＨＩＶ−１ ｇｐ１２０を０．０２ｍｇ／ｍｌとなるように溶解した。この抗原物質溶液にセンサ装置を浸したときの共鳴スペクトルを同様にして測定したところ、実施例１の第１の場合のように抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体を固定したストリップでは入射角６４．０°に極小を持つスペクトルが得られた。一方、抗体濃度を１／１００としたストリップでは共鳴角が僅かに大きくなっただけであった。
【００５１】
さらに、緩衝液に検出対象物質であるリコンビナントＨＩＶ−１ ｇｐ ｌ２０を０．２ｍｇ／ｍｌとなるように溶解し、この溶液にセンサ装置を浸したとき、抗体濃度を１／１００としたストリップでは入射角６２．０°に極小を持つスペクトルとなった。これより、本発明の表面プラズモン共鳴センサ装置が、金薄膜上のそれぞれのストリップに固定した抗原濃度に対応して、その抗体を特異的かつ広いダイナミックレンジで検出できることがわかった。
【００５２】
続いて、第２の場合として、実施例２と同様にして、金薄膜をストリップ状に分け、幾つかのストリップ上に実施例１の第２の場合と同様にして▲１▼を担持し、感受性誘電体層を形成した。また、これ以外の幾つかのストリップ上に▲１▼の濃度を１／１００として固定処理を行った。
【００５３】
このセンサ装置を、０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に浸し、金薄膜１２のそれぞれのストリップからの反射光をＣＣＤセンサアレイ１０により検出して、その出力信号を多チャンネルのシンクロスコープで観測し、それぞれのストリップにおいて各入射角に対応する表面プラズモン共鳴を測定した。この結果、実施例１の第２の場合のように▲１▼を固定したストリップでは入射角５８．０°に極小を持つ共鳴スペクトルが、また濃度を１／１００としたストリップでは入射角５７．６°に極小を持つ共鳴スペクトルが得られた。
【００５４】
次に、緩衝液に検出対象物質である▲２▼を０．００５ｍｇ／ｍｌとなるように溶解した。この抗原物質溶液にセンサ装置を浸したときの共鳴スペクトルを同様にして測定したところ、実施例１の第２の場合のように▲１▼を固定したストリップでは入射角５８．７°に極小を持つスペクトルが得られた。一方、▲１▼の濃度を１／１００としたストリップでは共鳴角が僅かに大きくなっただけであった。
【００５５】
さらに、緩衝液に▲２▼を０．００５ｍｇ／ｍｌとなるように溶解し、この溶液にセンサ装置を浸したとき、▲１▼の濃度を１／１００としたストリップでは入射角５８．１°に極小を持つスペクトルとなった。これより、この場合でも、本発明の表面プラズモン共鳴センサ装置が、金薄膜上のそれぞれのストリップに固定したプローブ濃度に対応して、相補鎖を特異的かつ広いダイナミックレンジで検出できることがわかった。
【００５６】
［実施例４］
実施例４は、２次元面発光レーザーアレイと２次元ＣＣＤセンサアレイを用いた表面プラズモン共鳴センサ装置に関する。センサの装置構成の平面図を図５（ａ）に示し、側面図を図５（ｂ）に示す。実施例２と同様にして、Ｓｉ基板に、２次元面発光レーザーアレイ１３と２次元ＣＣＤセンサアレイ１４を配置する。また、２次元面発光レーザー１３から出射した各レーザー光を２次元ＣＣＤセンサアレイ１４の配列方向（図５の左右方向）に広げるため、２次元面発光レーザーアレイ１３の上に面発光レーザーの列に対応したシリンドリカルレンズアレイ１５（図５（ａ）の上下方向に長く伸びるシリンドリカルレンズが図５（ｂ）の左右方向に配列される）を設ける。さらに、広げられたレーザー光が金属薄膜１６を形成した光透過性樹脂表面で全反射するが、この全反射した光の強度が入射角に対応してＣＣＤセンサアレイ１４で測定できるように各シリンドリカルレンズ１３の焦点距離が規定されている。
【００５７】
金属薄膜１６として、実施例２と同様に光透過性樹脂の表面に金を５００オングストローム蒸着する。この金薄膜をストリップ状に分け、幾つかのストリップ上に抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体を、また幾つかのストリップ上にはイムノグロブリンＧを実施例２の第１の場合と同様にして担持した。さらに、幾つかのストリップ上には以下のようにして蛋白質を固定した。
【００５８】
（１）脱酸素したアセトンに０．０１
ｍＭとなるようにジチオ−ビス−プロピオン酸スクシンイミドを溶解した。
（２）この溶液に金薄膜１６のストリップを浸し、金表面でジスルフィドが自己組織化することを利用して、スクシンイミドを固定した。
（３）次に、牛血清アルブミン（シグマ社製）を、２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に溶解し１％濃度となるようにした。この溶液に金ストリップを１時間浸し、金薄膜上にアルブミンを固定した。
【００５９】
このセンサ装置を０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に浸し、金薄膜１６のそれぞれのストリップからの反射光をＣＣＤセンサアレイ１４により検出して、その出力信号を多チャンネルのシンクロスコープで観測し、それぞれのストリップにおいて各入射角に対応する表面プラズモン共鳴を測定した。この結果、抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体を固定したストリップ、およびイムノグロブリンＧを固定したストリップでは実施例２の第１の場合と同様な応答を示した。
【００６０】
次に、緩衝液に検出対象物質である脂肪酸結合蛋白質（Ｂ．Ｓｐｅｃｈｔ ｅｔ． ａｌ， Ｊ．Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌ．， ３３ （１９９４） ２５９−２６９）を０．０２ｍｇ／ｍｌとなるように溶解した。この溶液にセンサ装置を浸したときの共鳴スペクトルを同様にして測定したところ、抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体を固定したストリップ、およびイムノグロブリンＧを固定したストリップでは共鳴角の変化は観測されなかった。一方、牛血清アルブミンを固定したストリップでは共鳴角は４３．０°から４４．５°に変化し、それぞれのストリップにおいて検出対象に対して特異的に応答することがわかった。また、牛血清アルブミンを固定したストリップでは、実施例２で測定可能な入射角よりも大きな角度で表面プラズモン共鳴が生じていた。従って、面発光レーザーをアレイ化することにより広い入射角スペクトルが測定でき、金属薄膜に固定した物質との相互作用を広くセンシングできることがわかった。
【００６１】
続いて、第２の場合として、上記金薄膜１６をストリップ状に分け、幾つかのストリップ上に▲１▼を、また幾つかのストリップ上には実施例２の第２の場合と同様にして担持した。さらに、幾つかのストリップ上にはＡＣＧＴの繰り返し配列を有する２０量体のオリゴデオキシヌクレオチド（ＡＧＣＴ）を固定化した。
【００６２】
このセンサ装置を０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に浸し、金薄膜１６のそれぞれのストリップからの反射光をＣＣＤセンサアレイ１４により検出して、その出力信号を多チャンネルのシンクロスコープで観測し、それぞれのストリップにおいて各入射角に対応する表面プラズモン共鳴を測定したところ（ＡＧＣＴ）のストリップを含めて、それぞれのストリップでは実施例２の第２の場合と同様な応答を示した。
【００６３】
次に、実施例１〜３の第２の場合の検出対象物質に比較した分子量の大きな１本鎖ＤＮＡ、Ｍ１３ｍｐ１８ｓｓを０．０２ｍｇ／ｍｌとなるように溶解した。この溶液にセンサ装置を浸したときの共鳴スペクトルを同様にして測定したところ、Ｔ２５と（ＡＧＣＴ）を固定したストリップでは共鳴角の変化は観測されなかった。▲１▼を固定したストリップでは共鳴角は５８．０°から６１．５°に変化し、それぞれのストリップにおいて検出対象に対して特異的に応答することがわかった。また、▲１▼を固定したストリップでは、実施例２で測定可能な入射角よりも大きな角度で表面プラズモン共鳴が生じていた。従って、この場合にも、面発光レーザーをアレイ化することにより広い入射角スペクトルが測定でき、金属薄膜に固定した物質との相互作用を広くセンシングできることがわかった。
【００６４】
【発明の効果】
以上説明した如く、本発明の面発光レーザーを用いた表面プラズモン共鳴方式によるセンサ装置では、必要な光学素子が全て１つのチップ上に作製されるので、センサの小型化、低コスト化、量産化が可能となる。また、面発光レーザーの特徴を利用して、多成分センシングセンサや広い濃度範囲で適用できるセンサを構築することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は、面発光レーザーの典型的なアレー化構成を示す一部を切り欠いた斜視図である。
【図２】図２は、１つの面発光レーザーと１次元のＣＣＤセンサアレイが同一の基板に形成された実施例１の表面プラズモン共鳴センサ装置の平面と側面を示す図である。
【図３】図３は、各実施例の各場合の共鳴スペクトルの様子を示す図である。
【図４】図４は、１次元の面発光レーザーアレイと２次元のＣＣＤセンサアレイが同一の基板に形成された実施例２、３の表面プラズモン共鳴センサ装置の平面と側面を示す図である。
【図５】図５は、２次元の面発光レーザーアレイと２次元のＣＣＤセンサアレイが同一の基板に形成された実施例４の表面プラズモン共鳴センサ装置の平面と側面を示す図である。
【符号の説明】
１ Ｓｉ基板
２ 面発光レーザー
３ １次元ＣＣＤセンサアレイ
４ 絶縁基板
５ 端子
６、１１ シリンドリカルレンズ
７ 光透過性樹脂
８、１２、１６ 金属薄膜
９ １次元面発光レーザーアレイ
１０、１４ ２次元ＣＣＤセンサアレイ
１３ ２次元面発光レーザーアレイ
１５ シリンドリカルレンズアレイ
２１ 半導体基板
２２ エピタキシャル成長層
２３ 活性層
２４、２５ 多層膜ミラー
２６ ピクセル
【発明の属する技術分野】
本発明は、試料中の測定対象を光を利用して測定するセンサに関し、より詳しくは、光透過性媒体上に設けられた金属薄膜における光の全反射条件で生じる光−表面プラズモン波の相互作用を利用して特定物質を検出ないし測定するセンサに関して、更に詳しくは垂直共振器面発光レーザーとＣＣＤなどのセンサアレイを同一の基板に持ち、この基板と光透過性媒体および金属薄膜が一体となっている光学系を用いた核酸検出装置などのセンサ装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
試料濃度を測定する化学センサでは、測定対象の酸化還元反応や呈色試薬との発色反応などが用いられる。いずれの場合にも、高感度で高選択的なセンサを構築するには、測定対象を基質とし、この基質に対して高い親和性を有する生体物質、つまり抗原に対する抗体のような生体物質を用いるとよい。また、測定対象が核酸であれば、該核酸の塩基配列の一部に相補的な塩基配列を有するいわゆるプローブ核酸を用いるとよい。
【０００３】
近年、この生物化学的な反応に伴う誘電率の変化を光学的に測定する高感度な方法が提案されている（特開昭６１−２９２０４５号公報）。この方法は、光透過性媒体上に設けられた金属薄膜における光の全反射条件で生じる光−表面プラズモン波の相互作用を利用するもので、その測定原理は以下の通りである。
【０００４】
表面プラズモン波は、金属と絶縁体間の界面に生じる電磁波であり、金属と絶縁体の界面近傍の屈折率（つまり誘電率）とその厚さにより決められた共鳴条件を満たすことにより光学的に引き起こすことができる。まず、金属薄膜を有する光透過性媒体において、光透過性媒体面で全反射が起きるようにｐ偏光した光を入射する。このとき、金属薄膜と光透過性媒体の界面において光の入射角を変数とする波数のエバネッセント波が生じる。一方、金属薄膜上では光のトンネル効果により表面プラズモン波が生じる。金属薄膜の両面で生じたエバネッセント波と表面プラズモン波の波数が一致したときに表面プラズモン共鳴が起こり、入射した光のエネルギーの一部が表面プラズモン波の励起エネルギーに用いられる。
【０００５】
エネルギー保存則より、金属薄膜面で反射した光強度は、入射光強度と表面プラズモン波の励起で失われた光強度の差となる。従って、反射光強度の入射角依存性を測定することにより、表面プラズモン共鳴が観測できる。この共鳴条件は、入射光の波長、入射角、光透過性媒体と金属薄膜の複素誘電率、および金属薄膜上に設けたセンサ感応膜の複素誘電率などで規定される。感応膜における生物化学的な反応により複素誘電率が変化すれば共鳴条件が変わり、波長一定の条件では表面プラズモン共鳴が起きる光の入射角が変化する。これを求めることにより、生物化学的な反応の基質濃度、つまり測定対象の濃度を求めることができる。
【０００６】
また、表面プラズモン波は金属薄膜上およそ数１００ｎｍの領域に生じるため、誘電率変化をもたらす基質と生体物質との生物化学的な反応は、この領域で起きなければならない。このため、生体物質を固定した感応膜は極めて薄い膜で十分である。さらに、表面プラズモン共鳴では金属薄膜近傍のみを測定することができるので、着色した試料や懸濁した試料でも影響を受けることなく測定することができる。
【０００７】
この表面プラズモン共鳴を利用して、これまでに蛋白質の抗原検出センサなどが実用化されている（例えば、ファルマシア社製ＢＩＡｃｏｒｅ）。このセンサでは、表面プラズモン共鳴が起きる金薄膜上に感応膜として有機薄膜が担持されており、この有機薄膜中に抗体を固定している。固定された抗体と被検体中の抗原とが選択的に結合することにより有機薄膜の誘電率が僅かに変化し、これを共鳴角度の変化から測定することができる。これは核酸センサなどとしても使用でき、このセンサでは表面プラズモン共鳴が起きる金薄膜上に感応膜として有機薄膜が担持されており、有機薄膜上に核酸等を固定している。固定された標的核酸、あるいはプローブ核酸と被検体中のそれぞれプローブ核酸、あるいは標的核酸とが選択的に結合することにより有機薄膜の誘電率が僅かに変化し、これを共鳴角度の変化から測定することができる。
【０００８】
この表面プラズモン共鳴を利用した測定装置としては、特開平５−１８８９０号公報、特開平６−５８８７３号公報、特開平６−１６７４４３号公報、特開平６−２６５３３６号公報、および特開平７−１７４６９３号公報のほか、Ｓｅｎｓｏｒｓ ａｎｄ Ａｃｔｕａｔｏｒｓ Ｂ３２９（１９９５）ｐｐ２６８−２７３、Ｓｅｎｓｏｒｓ ａｎｄ Ａｃｔｕａｔｏｒｓ Ｂ３２（１９９６）ｐｐｌ４９−１５５などに記載のものがある。これらは全て、プリズム上に金属薄膜を形成し、プリズム外部から光を入射して生じた表面プラズモン共鳴をプリズム外部に設置した検出器により測定するものである。これらの装置は、共鳴角の変化を測定するために金属薄膜への光の入射角が可変である必要があり、光源、プリズム、検出器、可動装置などからなる比較的大きな装置である。従って、このような装置構成では可撓性に富んだセンサを作製することは困難である。
【０００９】
一方、表面プラズモン共鳴が生じる金属薄膜部分は極微小な面積で十分観測できるので、測定部のみを微小化して、いわゆるセンサ型とした提案もなされている。例えば、Ｓｅｎｓｏｒｓ ａｎｄ Ａｃｔｕａｔｏｒｓ Ｂ３４（１９９６）ｐｐ３２８−３３３では光ファイバーを用いたセンサが提案されている。光ファイバー中を伝搬する光の群速度は波長によって決まるので、光の波長と光ファイバーの特性によってコア−クラッド界面で光が全反射する際の入射角および反射角が決まる。ここで、光ファイバーのクラッド部分を一部取り除き、コア部分の表面に金属薄膜を形成する。様々な波長の光のうち、コア−金属薄膜部分で全反射される際に生じるエバネッセント波と金属薄膜の表面プラズモン波の間に共鳴が起れば、その波長の光は減衰する。従って、白色光を光ファイバーに導入し、コア−金属薄膜を通過してきた光の波長分散を調べれば、表面プラズモン共鳴が生じている部分の波長域で光強度の減衰を観測することができる。これらの方法は、表面プラズモン共鳴を利用したセンサの実用性を飛躍的に高めるものである。しかし、光源と光ファイバーの結合、光ファイバーと光検出器との結合など、光学的に厳密な位置決めが要求される。
【００１０】
光ファイバーを用いた類似のセンサ技術としては、ヨーロッパ特許出願公開公報第０２８２００９号が挙げられる。これは、炭化水素との相互作用に起因する反射率変化を利用した光ファイバー検知器であり、その作動原理は炭化水素の存在によってクラッド材の屈折率が変化することに基づくものである。また、米国特許第２５９，５５６号には、光ファイバーの末端に金属薄膜が施された、光ファイバー化学センサが開示されている。金属薄膜が化学物質と接触することにより、薄膜の厚みが変化し、結果としてその反射特性が変化することを利用している。
【００１１】
また、入射角変化のための駆動部を持たず、プリズムと光検出器を一体としたデバイスも提案されている。例えば、特開平７−２２５１８５号公報では、ガラス基板に光導波路、導波型レンズ、ＣＣＤ検出器を備えたセンサが開示されている。センサ外部から半導体レーザーを入射して表面プラズモン共鳴を測定するが、それぞれの光学素子の相対的な位置をセンサ完成後に調整する必要がない利点を有している。
【００１２】
また、Ｓｅｎｓｏｒｓ ａｎｄ Ａｃｔｕａｔｏｒｓ Ｂ３５−３６（１９９６）ｐｐ２１２−２１６では発光ダイオードとフォトダイオードアレイを一体化したセンサが提案されている。このセンサは、表面プラズモン共鳴測定に必要な全ての光学素子が１つにパッケージされており、パッケージ上に形成された金属薄膜に感応膜を取り付けることによりセンサとして機能する。また、発光ダイオードの出射光が広がりを持つことを利用して、金属薄膜への入射角幅をとり、それぞれの入射角に対応する光強度をフォトダイオードアレイで検出できるように工夫されている。このセンサは、表面プラズモン共鳴を測定するための光学配置の調整が全く不必要で、金属薄膜に目的の生体物質を固定することによりセンサとして機能する。しかし、１つの測定対象に対して１つのセンサが必要であり、多成分センシングには不適当である。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】
以上述べた様に、表面プラズモン共鳴を利用した化学センサでは、光の全反射において反射光の強度が入射角により変化することを利用して測定する。従って、高精度な測定には、光源、ｐ偏光子、レンズ、光透過媒体、および光検出器の相対位置が厳密に規定されていなければならない。また、光の入射角を変化させながら反射光を測定する方法では、それぞれの光学素子を高い位置精度で移動させなければならない。このように各光学素子を配置するには、剛性の高い材料で固定する必要があり、取り付け精度や駆動精度が要求され、また駆動のための制御系などで装置の大型化は避けられない。
【００１４】
また、光ファイバーのコア部分で表面プラズモン共鳴を測定する方法は、可撓性が高く汎用のセンサとなるが、光源や光検出器と光ファイバーとの結合が必要なこと、温度など外的な影響を受けやすいためリファレンス部を設けた方がよいこと、多成分同時測定では測定対象の数だけセンサ部分を作製する必要があること、さらに波長分散より表面プラズモン共鳴を測定するので多数の分光器や光検出器が必要になること、などが問題に挙げられ、センサの量産性や汎用性に欠けていた。
【００１５】
一方、光源や偏光子、光検出器を光透過性媒体とともに一体化した表面プラズモン共鳴センサは、上記のような光学素子の厳密な位置決めが不必要であり、駆動部もないため、センサの小型化やセンサ応答の安定化が可能である。しかし、発光ダイオードを光源とした場合、出射光はダイオード輝点から円錐状に広がる為、前述のようなフォトダイードアレイを用いても一成分の測定しか行なえない欠点がある。試料中には色々な成分が含まれており、それらを同時に測定するという要求も少なくない。さらに、試料中の測定対象の濃度も広い範囲に及ぶこともあり、ダイナミックレンジが大きなセンサの開発も望まれている。
【００１６】
本発明は、これらの問題点を解決するために、光源として光の指向性、偏光面制御性に優れ、アレイ化に適した面発光レーザーを、また光検出器としてＣＣＤなどのセンサアレイを用い、これらを同一の基板に作製し、基板上に設けた或は存在する光透過性媒体と金属薄膜により単一成分のみならず、多成分の測定も容易に可能とし、更にはダイナミックレンジも容易に広げられる構成を有する表面プラズモン共鳴センサ装置を提供することを目的とする。
【００１７】
【課題を解決するための手段】
現在、波長４００ｎｍ程度の青色から通信波長帯である１．５５μｍまでの面発光レーザーが開発されつつあり、サファイア基板上のＧａＮ系、ＧａＡｓ基板上のＧａＡｌＩｎＰ系、ＩｎＧａＡｓ系、ＧａＩｎＮＡｓ系、およびＧａＡｌＡｓ系、ＩｎＰ基板上のＧａＩｎＡｓＰ系、ＧａＡｌＩｎＡｓ系などの材料系で研究されている。面発光レーザーの基本的な構造を図１に示す。
【００１８】
半導体基板１の上に作製した数μｍ厚程度のエピタキシャル成長層２に活性層３を設け、その両面に９９％以上の高反射率を持つ誘電体多層膜ミラー４、５を形成する。ピクセル６は活性層３の外形を示しており、基板１から垂直にレーザー光が出射する。反射膜４、５としては、屈折率の異なるλ／４厚の膜を多層にしたものが主に用いられ、材料としては誘電体ガラスあるいはエピ成長した半導体が一般的である。エピ成長したミラーの例としては、ＥＬＥＣＴＲＯＮＩＣＳＬＥＴＴＥＲＳ， ３１， ｐ．５６０（１９９５）にあるように、ＧａＡｓ基板上にＡｌＡｓ／ＧａＡｓの多層膜ミラーと活性層などを１回の成長で行うものや、ＡＰＰＬＩＥＤ ＰＨＹＳＩＣＳ ＬＥＴＴＥＲＳ， ６６， ｐ．１０３０（１９９５）にあるように、ＩｎＰ基板上に成長したＩｎＧａＡｓＰ／ＩｎＰ系のレーザー構造にＧａＡｓ基板上のＧａＡｓ／ＡｌＡｓミラーを直接接合により貼り付けたものなどがある。また、特開平５−１６７１９２号公報あるいは特開平６−２３７０４３号公報などに開示されているような孔を有する基板からエピタキシャル成長させて作製することもできる。
【００１９】
レーザー素子の発光部の大きさは５〜３０μｍであり、ガスレーザーや通常の半導体レーザーと比較するとビーム広がり角が極めて小さい（指向性に優れる）特徴を有している。また、レーザー発光面を偏心させることにより偏光子を用いることなく出射光を偏光させることができる。さらに、プロセス技術によりー枚のシリコン基板に多数の面発光レーザーをアレイ状に作製することも比較的容易にできる。
【００２０】
一方、光検出器であるＣＣＤなどのセンサは１次元あるいは２次元でアレイ状に配置できることは周知のとおりである。
【００２１】
以上のような特徴に基づき、本発明の表面プラズモン共鳴センサ装置は、同一の基板に面発光レーザーとＣＣＤなどのセンサアレイを作製し、レーザー光の広がり角を一軸方向に広げる光学素子をレーザー前面に設け、さらに基板上部に金属薄膜を有する光透過性媒体を設けて（反射防止膜を内表面上に持つ空気（光透過性媒体である）を閉じ込めた樹脂ケースなどの外表面に金属薄膜を設けたものなどでもよい）、レーザー光が光透過性媒体界面で全反射すると共に、ビーム広がり角方向の光強度をセンサアレイで測定できるように各要素を配置することにより、前記の問題を解決するものである。
【００２２】
本発明で使用される金属薄膜を構成する金属は、「表面」 Ｖｏｌ．２０ Ｎｏ．６（１９８２）ｐ．２８９〜３０４に記載されているように、複素誘電率の実部が負で大きなＡｇ、Ａｕ、Ｃｕ、Ｚｎ、Ａｌ、Ｋが望ましく、虚部の大きさの関係から特にＡｇ、Ａｕが好適で、Ｐｄ、Ｎｉ、Ｆｅは望ましくない。また、金属薄膜は合金組成で構成することもできるが、ＡｕにＰｄを混合した場合には表面プラズモンが消滅するため、この合金の使用は好ましくない。さらに、金属薄膜は、光透過性媒体への密着性を向上させるために、例えばその表面にＣｒ膜を極めて薄く形成し、その上にＡｕ膜等を形成した多層構造をもって構成することもできる。
【００２３】
より具体的な１つのセンサ装置では、面発光レーザー開口部が楕円型に偏心した１つのレーザー素子からの光が金属薄膜へｐ偏光入射するように配置し、好ましくは、この偏光面に沿ってビームを広げるようなレンズあるいはホログラム素子を設け、広い入射角範囲で光透過性媒体界面で全反射が起きるようにする。生じた表面プラズモン共鳴の入射角依存性は、面発光レーザーと同一の基板に偏光面に沿って設置された１次元のＣＣＤなどのセンサアレイで測定する。なお、１次元ＣＣＤセンサアレイのアレイ数は、ＣＣＤセンサアレイで受光する入射角範囲と表面プラズモン共鳴角の変化によって規定されるが、入射角範囲が１０°で共鳴角変化が２°であれば１００以上の素子のアレイで構成されていれば十分である。また、レーザービームを広げるためホログラム素子を用いれば、薄く軽い素子でビーム広がり角を自由に設定でき、また後述のようなレーザーアレイ上の光学位置決めも容易である。
【００２４】
より具体的な他のセンサ装置では、上記の面発光レーザーとＣＣＤなどの１次元センサアレイ、および好ましくは付随する光学素子が並列した構成となっている。面発光レーザー光のｐ偏光方向は好ましくはレンズにより更に広げられるが、これと垂直な方向ではレーザー光の広がり角が著しく小さいため、並列構造としても隣り合う面発光レーザー光は重なることがなく、２次元のＣＣＤなどのセンサアレイにおけるクロストークはほとんど発生しない。このため、それぞれの面発光レーザーにより表面プラズモン共鳴が生じる金属薄膜のストリップ部分に異なる生体物質を固定し、多成分ないし項目を同時に測定することができる。また、同じ生体物質を異なる濃度で金属薄膜ストリップ上に固定し、それぞれのダイナミックレンジを変えたセンサ構成とすることもできる。
【００２５】
より具体的な更に他のセンサ装置では、上記のセンサにおいて面発光レーザーが２次元アレイとなった構成である。面発光レーザーのｐ偏光方向に並んだレーザーは、好ましくはレンズにより、光透過性媒体と金属薄膜の界面に或る入射角範囲で入射するが、それぞれのレーザー入射角範囲が連続するようにレンズを設けることにより、１つの面発光レーザーでは実現できなかった広い入射角範囲を多数のレーザーでカバーすることができる。この広い入射角に対応する全反射光強度はＣＣＤのどのセンサアレイにより測定する。金属薄膜に固定する感応膜の複素誘電率が評価できない場合、表面プラズモン共鳴が起きる共鳴角が算出できず、狭い入射角範囲しか持たないセンサでは設計が困難となる。このような場合、広い入射角範囲を持つセンサは感受性誘電体層の広い誘電率に対して表面プラズモン共鳴を測定できるので極めて有用である。また、上記１次元レーザーアレイを持つセンサ装置と同様、金属薄膜ストリップ部分に異なる生体物質を固定し、広い入射角で多成分あるいは単一成分を大きなダイナミックレンジで測定することもできる。
【００２６】
なお、金属薄膜へのレーザー光の入射角が大きな範囲になると、センサ１素子で受光できる光の放射角が小さくなるため、観測される光強度が減少する。このような場合、ＣＣＤなどのセンサ信号を補正処理すれば正確な表面プラズモン共鳴スペクトルが得られる。
【００２７】
なお、本発明で使用される感受性誘電体層とは、測定対象物と選択的に相互作用し、その屈折率及び厚さ等の物理化学的変化が惹起されるものを指し、具体的には抗原や抗体等を担持した高分子層、特定の有機化合物に親和性を示すラングミュア−ブロジェト膜、ホルモン、リセプター、ポリベプチド、核酸、細胞、細胞膜、糖タンパク質、脂質、色素から選ばれたものを担持した高分子層などである。また、測定対象物は気体状でも液体状でもかまわない。
【００２８】
また、更には、本発明で使用される感受性誘電体層とは測定対象である核酸と選択的に相互作用し、その屈折率及び厚さ等の物理化学的変化が惹起されるものを指し、具体的には上記測定対象となる標的核酸の塩基配列の一部に相補的な塩基配列を有するプローブ核酸、より具体的にはプローブとなるＤＮＡ、ＲＮＡ、ＰＮＡ等を含む層である。この場合には標的核酸が反応対象となる。また、逆に感受性誘電体層として標的核酸、より具体的にはＤＮＡ、ｃＤＮＡ等のＤＮＡ、あるいはｍＲＮＡ、ｔＲＮＡ、ｒＲＮＡ等のＲＮＡを含む層でもよい。この場合はプローブ核酸が反応対象となる。
【００２９】
【作用】
このような構成の表面プラズモン共鳴センサ装置においては、面発光レーザーとＣＣＤなどの検出器が同一基板上に形成されており、さらに基板上に設けられて光透過性樹脂に金属薄膜を形成することにより、表面プラズモン共鳴を測定するのに必要な光学素子が全て１つのチップ上に作製される。このため、センサの小型化、低コスト化、量産化が可能となる。また、面発光レーザー光の平行性を利用して、多チャンネル化することにより多成分の同時センシングも可能となる。さらに、面発光レーザーは容易にアレイ化できるので、ＣＣＤなどの検出器アレイと組み合わせることにより検出器への広い入射角を実現することができ、多成分センシングセンサや広い濃度範囲で適用できるセンサを構築することができる。
【００３０】
【発明の実施の形態】
以下に、実施例をもって本発明を説明するが、これらは本発明の範囲をなんら限定するものではない。
【００３１】
［実施例１］
実施例１は、面発光レーザーと１次元ＣＣＤセンサアレイを用いた表面プラズモン共鳴センサ装置に関する。センサの装置構成の平面図を図２（ａ）に示し、側面図を図２（ｂ）に示す。図２に示すように、Ｓｉ基板１に面発光レーザー２と１次元ＣＣＤセンサアレイ３を一列（図２の左右方向）になるように配置する。面発光レーザー２の発振波長は６４０ｎｍ、出力は０．１ｍＷである。このＳｉ基板１は、機械的強度を保つため、窓を持つパッケージに入れてもよいし、また絶縁基板４で保持してもよい。これらパッケージあるいは絶縁基板４から、面発光レーザー２を駆動するための端子５およびＣＣＤセンサ信号を取り出すための端子５が引き出されている。また、誘電率（屈折率）は温度依存性を示すので、望ましくはＳｉ基板１上あるいはその近傍にサーミスタのような温度センサを設け、この信号も端子５より引き出して、表面プラズモン共鳴信号の温度補正を行うとよい。面発光レーザー光は一軸方向に偏光しているが、ＣＣＤセンサアレイ３の配列方向に偏光面を合わせるように楕円形に偏心した面発光レーザー２を作製するか、あるいは偏光子などで偏光面を傾ける。
【００３２】
出射したレーザー光をＣＣＤセンサアレイ３の配列方向に広げるため、面発光レーザー１の上にシリンドリカルレンズ６が設けられている。これら素子を光透過性のポリメチルメタクリレート樹脂７でモールドし、センサ装置とする。なお、広げられたレーザー光は金属薄膜８を形成した光透過性樹脂表面で全反射するが、この全反射した光の強度が入射角に対応してＣＣＤセンサアレイ３で測定できるようにシリンドリカルレンズ６の焦点距離が規定されている。センサアレイ３を広めに設けて全反射光が充分正確に受光されるようにすれば、樹脂７内でのシリンドリカルレンズ６の位置はそれほど厳密に行なわれる必要はない。金属薄膜８としては、光透過性樹脂７の表面に金を５００オングストローム蒸着する。
【００３３】
この金薄膜８上に以下のようにして抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ１２０／１６０モノクローナル抗体を担持し、感受性誘電体層を形成した。
（１）シスタミン２塩酸塩（東京化成工業株式会社製）をクロロホルムに溶解し０．００５Ｍとした。センサ装置の樹脂モールド面に形成した金薄膜８をこの溶液中に浸し、３時間静置して金薄膜上にアミノ基を導入した。
（２）次に、ＢＳ３［Ｂｉｓ（ｓｕｌｆｏｓｕｃｃｉｎｉｍｉｄｙｌ）ｓｕｂｅｒａｔｅ］（ＰＩＥＲＣＥ社製）を、０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に溶解し２ｍＭとした。この溶液中にアミノ基を導入した金薄膜８を１０分間浸し、金薄膜上にスクシンイミジル基を導入した。
（３）次に、抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体（バイオライン社製）を、０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に溶解し１ ｍｇ／ｍｌとした。この溶液に金薄膜８を１時間浸し、金薄膜上に抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体を担持した。
（４）最後にｌＭ Ｔｒｉｓ−ＨＣｌバッファーｐＨ７．５に金薄膜８を１０分間浸し、金薄膜上の未反応のスクシンイミジル基を反応させた。
【００３４】
このセンサ装置を、０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に浸し、金薄膜８からの反射光をＣＣＤセンサアレイ３により検出して、その信号を端子５より取り出した。この出力信号をシンクロスコープで観測し、各入射角に対応する表面プラズモン共鳴を測定した。この結果、図３（ａ）に示す（太い点線）ように、入射角６２．０°に極小を持つ共鳴スペクトルが得られた。
【００３５】
次に、緩衝液に検出対象物質である抗原物質リコンビナントＨＩＶ−１ ｇｐ１２０（レプリジェン社製）を０．０２ｍｇ／ｍｌとなるように溶解した。この抗原物質溶液にセンサ装置を浸したときの共鳴スペクトルを同様にして測定したところ、図３（ａ）に示す（細い点線）、入射角６４．０°に極小を持つスペクトルが得られた。これより、本発明の表面プラズモン共鳴センサ装置が、抗原−抗体反応の検出に応用可能であることが明らかにされた。
【００３６】
次に、第２の場合として、上記金薄膜８上に以下のようにしてプローブＤＮＡを担持し、感受性誘電体層を形成した。
（１）シスタミン２塩酸塩（東京化成工業株式会社製）をクロロホルムに溶解し０．００５Ｍとした。センサ装置の樹脂モールド面に形成した金薄膜８をこの溶液中に浸し、３時間静置して金薄膜上にアミノ基を導入した。
（２）次に、ＢＳ３［Ｂｉｓ（ｓｕｌｆｏｓｕｃｃｉｎｉｍｉｄｙｌ）ｓｕｂｅｒａｔｅ］（ＰＩＥＲＣＥ社製）を、０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に溶解し２ｍＭとした。この溶液中にアミノ基を導入した金薄膜８を１０分間浸し、金薄膜上にスクシンイミジル基を導入した。
（３）ＤＮＡプローブとして、５’末端の水酸基にリン酸基とヘキサメチレンを介してアミノ基を結合した１８量体のオリゴマー▲１▼を用いた。用いたＤＮＡは、すべて日本製粉株式会社より、ＨＰＬＣ精製グレードを購入し、そのまま用いた（以下の実施例でも同様）。プローブの塩基配列は、１本鎖ＤＮＡであるＭ１３ｍｐ１８ｓｓのマルチプルクローニングサイトの一部の塩基配列に相補的な配列である。以下に各プローブの塩基配列とリンケージの構造を示す。
▲１▼５’ ＮＨ2−（ＣＨ2）6−Ｏ−ＰＯ2−Ｏ−ＴＧＴＡＡＡＡＣＧＡＣＧＧＣＣＡＧＴ
また、これとは別に被検対象ＤＮＡとして▲１▼と相補的な塩基配列を有するＤＮＡ▲２▼を用いた。
▲１▼を、０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に溶解し０．５ｍｇ／ｍｌとした。この溶液に金薄膜８を１時間浸し、金薄膜上にプローブＤＮＡを結合した。
（４）最後に１Ｍ Ｔｒｉｓ−ＨＣｌバッファーｐＨ７．５に金薄膜８を１０分間浸し、金薄膜上の未反応のスクシンイミジル基を反応させた。
【００３７】
このセンサ装置を、０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に浸し、金薄膜８からの反射光をＣＣＤセンサアレイ３により検出して、その信号を端子５より取り出した。この出力信号をシンクロスコープで観測し、各入射角に対応する表面プラズモン共鳴を測定した。この結果、図３（ｂ）に示す（細い点線）ように、入射角５８．０°に極小を持つ共鳴スペクトルが得られた。
【００３８】
次に、緩衝液に検出対象物質である▲２▼を０．００５ｍｇ／ｍｌとなるように溶解した。この溶液にセンサ装置を浸したときの共鳴スペクトルを同様にして測定したところ、図３（ｂ）に示す（太い点線）ように、入射角５８．７°に極小を持つスペクトルが得られた。これより、本発明の表面プラズモン共鳴センサ装置が、核酸オリゴマーの検出にも応用可能であることが明らかにされた。
【００３９】
［実施例２］
実施例２は、１次元面発光レーザーアレイと２次元ＣＣＤセンサアレイを用いた表面プラズモン共鳴センサ装置（多成分を同時に測定できる）に関する。センサの装置構成の平面図を図４（ａ）に示し、側面図を図４（ｂ）に示す。図４に示すように、実施例１と同様にして、Ｓｉ基板に、１次元面発光レーザーアレイ９と２次元ＣＣＤセンサアレイ１０を配置する。また、出射した各レーザー光を２次元ＣＣＤセンサアレイ１０の配列方向（図４の左右方向）に広げるため、面発光レーザーアレイ９の上にシリンドリカルレンズ１１（これは実施例１のシリンドリカルレンズ６を図４（ａ）の上下方向に長く伸ばしたものである）を設ける。さらに、広げられた各レーザー光が、金属薄膜１２を形成した光透過性樹脂表面で全反射するが、この全反射した光の強度が入射角に対応してＣＣＤセンサアレイ１０で測定できるようにシリンドリカルレンズの焦点距離が規定されている。
【００４０】
金属薄膜１２として、実施例１と同様に光透過性樹脂の表面に金を５００オングストローム蒸着するが、それぞれの面発光レーザー光が金薄膜面で反射して、それぞれのＣＣＤセンサアレイ（図４の左右方向に伸びた各１次元センサアレイ）で表面プラズモン共鳴が測定できるように、蒸着面積を広くする。この金薄膜１２をストリップ状に分け、幾つかのストリップ上に、実施例１の第１の場合と同様にして、抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体を担持し、感受性誘電体層を形成した。また、これ以外の幾つかのストリップ上に抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体の替わりにイムノグロブリンＧ（シグマ社製）を同様にして固定した。
【００４１】
このセンサ装置を、０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に浸し、金薄膜１２のそれぞれのストリップからの反射光をＣＣＤセンサアレイ１０により検出して、その出力信号を多チャンネルのシンクロスコープで観測し、それぞれのストリップにおいて各入射角に対応する表面プラズモン共鳴を測定した。この結果、抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体を固定したストリップでは入射角６２．０°に極小を持つ共鳴スペクトルが、またイムノグロブリンＧを固定したストリップでは入射角６６．０°に極小を持つ共鳴スペクトルが得られた。
【００４２】
次に、緩衝液に検出対象物質である抗原物質リコンビナントＨＩＶ−１ ｇｐ１２０を０．０２ｍｇ／ｍｌとなるように溶解した。この抗原物質溶液にセンサ装置を浸したときの共鳴スペクトルを同様にして測定したところ、抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体を固定したストリップでは入射角６４．０°に極小を持つスペクトルが得られた。一方、イムノグロブリンＧを固定したストリップでは共鳴角の変化は観測されなかった。
【００４３】
さらに、緩衝液に検出対象物質であるアンチイムノグロブリンＧを０．０２ｍｇ／ｍｌとなるように溶解し、この溶液にセンサ装置を浸したとき、抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体を固定したストリップでは入射角６２．０°に極小を持つスペクトルとなりブランクと同じスペクトルとなったが、イムノグロブリンＧを固定したストリップでは共鳴角が６７．５°に変化した。これより、本発明の表面プラズモン共鳴センサ装置が、金薄膜上のそれぞれのストリップに固定した抗原に対応して、それぞれの抗体を多成分同時かつ特異的に検出できることがわかった。
【００４４】
続いて、第２の場合として、上記金薄膜１２をストリップ状に分け、幾つかのストリップ上に実施例１の第２の場合と同様にしてプローブＤＮＡ▲１▼を担持し、感受性誘電体層を形成した。また、これ以外の幾つかのストリップ上に▲１▼の替わりにデオキシリボチミジル酸の２５量体（Ｔ２５）を同様にして固定した。
【００４５】
このセンサ装置を、０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に浸し、金薄膜１２のそれぞれのストリップからの反射光をＣＣＤセンサアレイ１０により検出して、その出力信号を多チャンネルのシンクロスコープで観測し、それぞれのストリップにおいて各入射角に対応する表面プラズモン共鳴を測定した。この結果、▲１▼を固定したストリップでは入射角５８．０°に極小を持つ共鳴スペクトルが、また、Ｔ２５を固定したストリップでも同様に入射角５８．０°に極小を持つ共鳴スペクトルが得られた。
【００４６】
次に、緩衝液に検出対象物質である▲２▼を０．００５ｍｇ／ｍｌとなるように溶解した。この抗原物質溶液にセンサ装置を浸したときの共鳴スペクトルを同様にして測定したところ、▲１▼を固定したストリップでは入射角５８．７°に極小を持つスペクトルが得られた。一方、（Ｔ２５）を固定したストリップでは共鳴角の変化は観測されなかった。
【００４７】
さらに、緩衝液に他方の検出対象物質であるデオキシアデニル酸の２５量体（Ａ２５）を０．００５ｍｇ／ｍｌとなるように溶解し、この溶液にセンサ装置を浸したとき、▲１▼を固定したストリップでは入射角５８．０°に極小を持つスペクトルとなりプランクと同じスペクトルとなったが、Ｔ２５を固定したストリップでは共鳴角が５９．０°に変化した。これより、この様な場合でも、本発明の表面プラズモン共鳴センサ装置が、金薄膜上のそれぞれのストリップに固定した抗原に対応して、それぞれの抗体を多成分同時かつ特異的に検出できることがわかった。
【００４８】
［実施例３］
実施例３は、１次元面発光レーザーアレイと２次元ＣＣＤセンサアレイを用いた表面プラズモン共鳴センサ装置（同一成分を広い濃度範囲で測定）に関する。センサの装置構成は図４の実施例２と同じである。実施例２と同様にして、金薄膜をストリップ状に分け、幾つかのストリップ上に実施例１の第１の場合と同様にして抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体を担持し、感受性誘電体層を形成した。また、これ以外の幾つかのストリップ上に抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体の濃度を１／１００として固定処理を行った。
【００４９】
このセンサ装置を、０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に浸し、金薄膜１２のそれぞれのストリップからの反射光をＣＣＤセンサアレイ１０により検出して、その出力信号を多チャンネルのシンクロスコープで観測し、それぞれのストリップにおいて各入射角に対応する表面プラズモン共鳴を測定した。この結果、実施例１の第１の場合のように抗ＨＩＶ−１ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体を固定したストリップでは入射角６２．０°に極小を持つ共鳴スペクトルが、また抗体濃度を１／１００としたストリップでは入射角６１．０°に極小を持つ共鳴スペクトルが得られた。
【００５０】
次に、緩衝液に検出対象物質である抗原物質リコンビナントＨＩＶ−１ ｇｐ１２０を０．０２ｍｇ／ｍｌとなるように溶解した。この抗原物質溶液にセンサ装置を浸したときの共鳴スペクトルを同様にして測定したところ、実施例１の第１の場合のように抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体を固定したストリップでは入射角６４．０°に極小を持つスペクトルが得られた。一方、抗体濃度を１／１００としたストリップでは共鳴角が僅かに大きくなっただけであった。
【００５１】
さらに、緩衝液に検出対象物質であるリコンビナントＨＩＶ−１ ｇｐ ｌ２０を０．２ｍｇ／ｍｌとなるように溶解し、この溶液にセンサ装置を浸したとき、抗体濃度を１／１００としたストリップでは入射角６２．０°に極小を持つスペクトルとなった。これより、本発明の表面プラズモン共鳴センサ装置が、金薄膜上のそれぞれのストリップに固定した抗原濃度に対応して、その抗体を特異的かつ広いダイナミックレンジで検出できることがわかった。
【００５２】
続いて、第２の場合として、実施例２と同様にして、金薄膜をストリップ状に分け、幾つかのストリップ上に実施例１の第２の場合と同様にして▲１▼を担持し、感受性誘電体層を形成した。また、これ以外の幾つかのストリップ上に▲１▼の濃度を１／１００として固定処理を行った。
【００５３】
このセンサ装置を、０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に浸し、金薄膜１２のそれぞれのストリップからの反射光をＣＣＤセンサアレイ１０により検出して、その出力信号を多チャンネルのシンクロスコープで観測し、それぞれのストリップにおいて各入射角に対応する表面プラズモン共鳴を測定した。この結果、実施例１の第２の場合のように▲１▼を固定したストリップでは入射角５８．０°に極小を持つ共鳴スペクトルが、また濃度を１／１００としたストリップでは入射角５７．６°に極小を持つ共鳴スペクトルが得られた。
【００５４】
次に、緩衝液に検出対象物質である▲２▼を０．００５ｍｇ／ｍｌとなるように溶解した。この抗原物質溶液にセンサ装置を浸したときの共鳴スペクトルを同様にして測定したところ、実施例１の第２の場合のように▲１▼を固定したストリップでは入射角５８．７°に極小を持つスペクトルが得られた。一方、▲１▼の濃度を１／１００としたストリップでは共鳴角が僅かに大きくなっただけであった。
【００５５】
さらに、緩衝液に▲２▼を０．００５ｍｇ／ｍｌとなるように溶解し、この溶液にセンサ装置を浸したとき、▲１▼の濃度を１／１００としたストリップでは入射角５８．１°に極小を持つスペクトルとなった。これより、この場合でも、本発明の表面プラズモン共鳴センサ装置が、金薄膜上のそれぞれのストリップに固定したプローブ濃度に対応して、相補鎖を特異的かつ広いダイナミックレンジで検出できることがわかった。
【００５６】
［実施例４］
実施例４は、２次元面発光レーザーアレイと２次元ＣＣＤセンサアレイを用いた表面プラズモン共鳴センサ装置に関する。センサの装置構成の平面図を図５（ａ）に示し、側面図を図５（ｂ）に示す。実施例２と同様にして、Ｓｉ基板に、２次元面発光レーザーアレイ１３と２次元ＣＣＤセンサアレイ１４を配置する。また、２次元面発光レーザー１３から出射した各レーザー光を２次元ＣＣＤセンサアレイ１４の配列方向（図５の左右方向）に広げるため、２次元面発光レーザーアレイ１３の上に面発光レーザーの列に対応したシリンドリカルレンズアレイ１５（図５（ａ）の上下方向に長く伸びるシリンドリカルレンズが図５（ｂ）の左右方向に配列される）を設ける。さらに、広げられたレーザー光が金属薄膜１６を形成した光透過性樹脂表面で全反射するが、この全反射した光の強度が入射角に対応してＣＣＤセンサアレイ１４で測定できるように各シリンドリカルレンズ１３の焦点距離が規定されている。
【００５７】
金属薄膜１６として、実施例２と同様に光透過性樹脂の表面に金を５００オングストローム蒸着する。この金薄膜をストリップ状に分け、幾つかのストリップ上に抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体を、また幾つかのストリップ上にはイムノグロブリンＧを実施例２の第１の場合と同様にして担持した。さらに、幾つかのストリップ上には以下のようにして蛋白質を固定した。
【００５８】
（１）脱酸素したアセトンに０．０１
ｍＭとなるようにジチオ−ビス−プロピオン酸スクシンイミドを溶解した。
（２）この溶液に金薄膜１６のストリップを浸し、金表面でジスルフィドが自己組織化することを利用して、スクシンイミドを固定した。
（３）次に、牛血清アルブミン（シグマ社製）を、２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に溶解し１％濃度となるようにした。この溶液に金ストリップを１時間浸し、金薄膜上にアルブミンを固定した。
【００５９】
このセンサ装置を０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に浸し、金薄膜１６のそれぞれのストリップからの反射光をＣＣＤセンサアレイ１４により検出して、その出力信号を多チャンネルのシンクロスコープで観測し、それぞれのストリップにおいて各入射角に対応する表面プラズモン共鳴を測定した。この結果、抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体を固定したストリップ、およびイムノグロブリンＧを固定したストリップでは実施例２の第１の場合と同様な応答を示した。
【００６０】
次に、緩衝液に検出対象物質である脂肪酸結合蛋白質（Ｂ．Ｓｐｅｃｈｔ ｅｔ． ａｌ， Ｊ．Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌ．， ３３ （１９９４） ２５９−２６９）を０．０２ｍｇ／ｍｌとなるように溶解した。この溶液にセンサ装置を浸したときの共鳴スペクトルを同様にして測定したところ、抗ＨＩＶ−１ ｅｍｖ ｇｐ １２０／１６０モノクローナル抗体を固定したストリップ、およびイムノグロブリンＧを固定したストリップでは共鳴角の変化は観測されなかった。一方、牛血清アルブミンを固定したストリップでは共鳴角は４３．０°から４４．５°に変化し、それぞれのストリップにおいて検出対象に対して特異的に応答することがわかった。また、牛血清アルブミンを固定したストリップでは、実施例２で測定可能な入射角よりも大きな角度で表面プラズモン共鳴が生じていた。従って、面発光レーザーをアレイ化することにより広い入射角スペクトルが測定でき、金属薄膜に固定した物質との相互作用を広くセンシングできることがわかった。
【００６１】
続いて、第２の場合として、上記金薄膜１６をストリップ状に分け、幾つかのストリップ上に▲１▼を、また幾つかのストリップ上には実施例２の第２の場合と同様にして担持した。さらに、幾つかのストリップ上にはＡＣＧＴの繰り返し配列を有する２０量体のオリゴデオキシヌクレオチド（ＡＧＣＴ）を固定化した。
【００６２】
このセンサ装置を０．１５Ｍ ＮａＣｌを含む２０ｍＭりん酸ナトリウム緩衝液、ｐＨ７．５に浸し、金薄膜１６のそれぞれのストリップからの反射光をＣＣＤセンサアレイ１４により検出して、その出力信号を多チャンネルのシンクロスコープで観測し、それぞれのストリップにおいて各入射角に対応する表面プラズモン共鳴を測定したところ（ＡＧＣＴ）のストリップを含めて、それぞれのストリップでは実施例２の第２の場合と同様な応答を示した。
【００６３】
次に、実施例１〜３の第２の場合の検出対象物質に比較した分子量の大きな１本鎖ＤＮＡ、Ｍ１３ｍｐ１８ｓｓを０．０２ｍｇ／ｍｌとなるように溶解した。この溶液にセンサ装置を浸したときの共鳴スペクトルを同様にして測定したところ、Ｔ２５と（ＡＧＣＴ）を固定したストリップでは共鳴角の変化は観測されなかった。▲１▼を固定したストリップでは共鳴角は５８．０°から６１．５°に変化し、それぞれのストリップにおいて検出対象に対して特異的に応答することがわかった。また、▲１▼を固定したストリップでは、実施例２で測定可能な入射角よりも大きな角度で表面プラズモン共鳴が生じていた。従って、この場合にも、面発光レーザーをアレイ化することにより広い入射角スペクトルが測定でき、金属薄膜に固定した物質との相互作用を広くセンシングできることがわかった。
【００６４】
【発明の効果】
以上説明した如く、本発明の面発光レーザーを用いた表面プラズモン共鳴方式によるセンサ装置では、必要な光学素子が全て１つのチップ上に作製されるので、センサの小型化、低コスト化、量産化が可能となる。また、面発光レーザーの特徴を利用して、多成分センシングセンサや広い濃度範囲で適用できるセンサを構築することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は、面発光レーザーの典型的なアレー化構成を示す一部を切り欠いた斜視図である。
【図２】図２は、１つの面発光レーザーと１次元のＣＣＤセンサアレイが同一の基板に形成された実施例１の表面プラズモン共鳴センサ装置の平面と側面を示す図である。
【図３】図３は、各実施例の各場合の共鳴スペクトルの様子を示す図である。
【図４】図４は、１次元の面発光レーザーアレイと２次元のＣＣＤセンサアレイが同一の基板に形成された実施例２、３の表面プラズモン共鳴センサ装置の平面と側面を示す図である。
【図５】図５は、２次元の面発光レーザーアレイと２次元のＣＣＤセンサアレイが同一の基板に形成された実施例４の表面プラズモン共鳴センサ装置の平面と側面を示す図である。
【符号の説明】
１ Ｓｉ基板
２ 面発光レーザー
３ １次元ＣＣＤセンサアレイ
４ 絶縁基板
５ 端子
６、１１ シリンドリカルレンズ
７ 光透過性樹脂
８、１２、１６ 金属薄膜
９ １次元面発光レーザーアレイ
１０、１４ ２次元ＣＣＤセンサアレイ
１３ ２次元面発光レーザーアレイ
１５ シリンドリカルレンズアレイ
２１ 半導体基板
２２ エピタキシャル成長層
２３ 活性層
２４、２５ 多層膜ミラー
２６ ピクセル
Claims (22)
- 垂直共振器面発光レーザーとセンサアレイが同一の基板に形成されたチップと、該基板上の設けられた光透過性媒体と、該面発光レーザーからの出射光角度を広げるための光学素子と、該面発光レーザーからの出射光による表面プラズモン共鳴を起こすための該光透過性媒体上に形成された金属薄膜からなり、生じた表面プラズモン共鳴による該出射光の金属薄膜における反射光の強度を該センサアレイにより測定することを特徴とする表面プラズモン共鳴センサ装置。
- 前記金属薄膜に接して光透過性媒体の外側に１種類以上の感受性誘電体層を設けたことを特徴とする請求項１に記載の表面プラズモン共鳴センサ装置。
- 前記感受性誘電体層が、抗原、抗体、ホルモン、リセプター、ポリペプチド、核酸、細胞、細胞膜、糖タンパク質、脂質、色素から選んだ１つ以上を固定化したものであることを特徴とする請求項２に記載の表面プラズモン共鳴センサ装置。
- 前記感受性誘電体層が、１種類以上の第１の核酸、もしくは、核酸類縁体を固定化したものであることを特徴とする請求項２に記載の表面プラズモン共鳴センサ装置。
- 前記感受性誘電体層がガス中あるいは液体中に含まれる試料と相互作用することにより該誘電体層の物理化学的性状が変化することを特徴とする請求項２、３または４に記載の表面プラズモン共鳴センサ装置。
- 前記感受性誘電体層が試料中の第２の核酸と相互作用することにより該誘電体層の物理化学的性状が変化することを特徴とする請求項４に記載の表面プラズモン共鳴センサ装置。
- 前記第２の核酸が試料中の測定対象の標的核酸であり、第１の核酸が該標的核酸の塩基配列の一部に相補的に塩基配列を有するプローブ核酸であることを特徴とする請求項６に記載の表面プラズモン共鳴センサ装置。
- 前記標的核酸がＤＮＡ、ｃＤＮＡ、ＲＮＡであることを特徴とする請求項７に記載の表面プラズモン共鳴センサ装置。
- 前記ＲＮＡがｍＲＮＡ、ｔＲＮＡ、ｒＲＮＡであることを特徴とする請求項８に記載の表面プラズモン共鳴センサ装置。
- 前記プローブ核酸がＤＮＡ、ｃＤＮＡ、ＲＮＡであることを特徴とする請求項７に記載の表面プラズモン共鳴センサ装置。
- 前記プローブ核酸がＰＮＡ（ｐｒｏｔｅｉｎ
ｎｕｃｌｅｉｃ ａｃｉｄ）であることを特徴とする請求項７に記載の表面プラズモン共鳴センサ装置。 - 前記ＲＮＡがｍＲＮＡ、ｔＲＮＡ、ｒＲＮＡであることを特徴とする請求項１０に記載の表面プラズモン共鳴センサ装置。
- 前記標的核酸がＰＮＡ（ｐｒｏｔｅｉｎ
ｎｕｃｌｅｉｃａｃｉｄ）であることを特徴とする請求項７に記載の表面プラズモン共鳴センサ装置。 - 前記光学素子がレンズであることを特徴とする請求項１に記載の表面プラズモン共鳴センサ装置。
- 前記光学素子がホログラム素子であることを特徴とする請求項１に記載の表面プラズモン共鳴センサ装置。
- １つの前記面発光レーザーとその表面プラズモン共鳴光を測定するための１次元の前記センサアレイを有することを特徴とする請求項１乃至１５の何れかに記載の表面プラズモン共鳴センサ装置。
- １次元の前記面発光レーザーのアレイとそれぞれの該面発光レーザーについて表面プラズモン共鳴光を測定するための２次元の前記センサアレイを有することを特徴とする請求項１乃至１５の何れかに記載の表面プラズモン共鳴センサ装置。
- ２次元の垂直共振器面発光レーザーのアレイと２次元のセンサアレイが同一の基板に形成されたチップと、該基板上の設けられた光透過性媒体と、該面発光レーザ ーからの出射光による表面プラズモン共鳴を起こすための該光透過性媒体上に形成された金属薄膜からなり、それぞれの該面発光レーザーについて、生じた表面プラズモン共鳴による該出射光の金属薄膜における反射光の強度を該２次元のセンサアレイにより測定することを特徴とする表面プラズモン共鳴センサ装置。
- 前記基板がシリコン基板であることを特徴とする請求項１乃至１８の何れかに記載の表面プラズモン共鳴センサ装置。
- 前記光透過性媒体がガラスおよび／あるいはプラスチックからなることを特徴とする請求項１乃至１９の何れかに記載の表面プラズモン共鳴センサ装置。
- 前記金属薄膜が金、銀、銅、亜鉛、アルミニウム、カリウムから選ばれた１つ以上の金属からなることを特徴とする請求項１乃至２０の何れかに記載の表面プラズモン共鳴センサ装置。
- 前記センサアレイが電荷結合型デバイス（ＣＣＤ）センサアレイからなることを特徴とする請求項１乃至２１の何れかに記載の表面プラズモン共鳴センサ装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP16599898A JP3647267B2 (ja) | 1998-05-29 | 1998-05-29 | 面発光レーザーを用いた表面プラズモン共鳴センサ装置 |
| US09/318,761 US6424418B2 (en) | 1998-05-29 | 1999-05-26 | Surface plasmon resonance sensor apparatus using surface emitting laser |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP16599898A JP3647267B2 (ja) | 1998-05-29 | 1998-05-29 | 面発光レーザーを用いた表面プラズモン共鳴センサ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11344437A JPH11344437A (ja) | 1999-12-14 |
| JP3647267B2 true JP3647267B2 (ja) | 2005-05-11 |
Family
ID=15822985
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP16599898A Expired - Fee Related JP3647267B2 (ja) | 1998-05-29 | 1998-05-29 | 面発光レーザーを用いた表面プラズモン共鳴センサ装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6424418B2 (ja) |
| JP (1) | JP3647267B2 (ja) |
Families Citing this family (85)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4355384B2 (ja) * | 1999-01-14 | 2009-10-28 | キヤノン株式会社 | パターン露光方法、露光装置、核酸アレイの形成方法及びペプチドアレイの形成方法 |
| US6534798B1 (en) * | 1999-09-08 | 2003-03-18 | California Institute Of Technology | Surface plasmon enhanced light emitting diode and method of operation for the same |
| US6836494B1 (en) * | 2000-05-31 | 2004-12-28 | Lucent Technologies Inc. | Structure and method for processing optical energy |
| DE10040448A1 (de) * | 2000-08-18 | 2002-03-07 | Osram Opto Semiconductors Gmbh | Halbleiterchip und Verfahren zu dessen Herstellung |
| DE10055655C2 (de) | 2000-11-10 | 2003-06-12 | Jandratek Gmbh | Plasmonenresonanzsensor, insbesondere für die Biosensorik |
| JP3525142B2 (ja) * | 2001-01-12 | 2004-05-10 | 独立行政法人 科学技術振興機構 | 金属ナノウェルを用いた蛍光分析用素子及びその製造方法 |
| US20020127706A1 (en) * | 2001-01-25 | 2002-09-12 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Surface plasmon resonance measuring chip and method of manufacture thereof |
| SE0100889D0 (sv) | 2001-03-14 | 2001-03-14 | Biacore Ab | Method and apparatus for attenuated total reflection spectrosopy |
| JP4803568B2 (ja) * | 2001-03-30 | 2011-10-26 | ルネサスエレクトロニクス株式会社 | 半導体集積回路の検査装置および検査方法 |
| US6613594B1 (en) * | 2001-11-07 | 2003-09-02 | Advanced Micro Devices, Inc | Surface plasmon resonance-based endpoint detection for chemical mechanical planarization (CMP) |
| US6943887B2 (en) * | 2001-12-04 | 2005-09-13 | Texas Instruments Incorporated | Surface plasmon resonance sensor having real-time referencing |
| AU2003272195A1 (en) * | 2002-04-30 | 2004-01-06 | Hrl Laboratories, Llc | Quartz-based nanoresonators and method of fabricating same |
| JP4109022B2 (ja) * | 2002-06-13 | 2008-06-25 | 富士フイルム株式会社 | 測定装置および該測定装置の使用方法 |
| US7010182B2 (en) * | 2002-07-31 | 2006-03-07 | Luna Innovations Incorporated | Biosensors having enhanced environmental sensitivity |
| AU2003276870A1 (en) * | 2002-09-07 | 2004-03-29 | Lightwave Bioapplications | Bioanalysis systems including optical integrated circuit |
| US6885455B2 (en) * | 2002-11-22 | 2005-04-26 | Dwight U. Bartholomew | Self-calibration of an optical-based sensor using a total internal reflection (TIR) signature |
| ATE434175T1 (de) * | 2002-12-25 | 2009-07-15 | Bio Rad Laboratories | Oberflächenplasmonenresonanzsensor |
| US20050203495A1 (en) * | 2004-03-10 | 2005-09-15 | American Environmental Systems, Inc. | Methods and devices for plasmon enhanced medical and cosmetic procedures |
| US8766745B1 (en) | 2007-07-25 | 2014-07-01 | Hrl Laboratories, Llc | Quartz-based disk resonator gyro with ultra-thin conductive outer electrodes and method of making same |
| US7994877B1 (en) | 2008-11-10 | 2011-08-09 | Hrl Laboratories, Llc | MEMS-based quartz hybrid filters and a method of making the same |
| JP4429105B2 (ja) * | 2003-08-19 | 2010-03-10 | キヤノン株式会社 | 有機物固定化構造体及びその製造方法、ペプチド及びｄｎａ |
| JP3824233B2 (ja) | 2003-09-01 | 2006-09-20 | セイコーエプソン株式会社 | バイオセンサ及びバイオセンサの製造方法 |
| WO2005046859A2 (en) | 2003-11-12 | 2005-05-26 | Bio-Rad Haifa Ltd. | System and method for carrying out multiple binding reactions in an array format |
| JP2005156415A (ja) | 2003-11-27 | 2005-06-16 | Aisin Seiki Co Ltd | 表面プラズモン共鳴センサ |
| US7492458B2 (en) * | 2004-01-05 | 2009-02-17 | American Environmental Systems, Inc. | Plasmon-enhanced display technologies |
| JP4541731B2 (ja) * | 2004-03-12 | 2010-09-08 | キヤノン株式会社 | 核酸検出方法 |
| WO2005111584A2 (en) * | 2004-04-06 | 2005-11-24 | Solaris Nanosciences, Inc. | Method and apparatus for enhancing plasmon-polariton and phonon polariton resonance |
| US7760421B2 (en) * | 2004-04-06 | 2010-07-20 | Solaris Nanosciences, Inc. | Method and apparatus for enhancing plasmon polariton and phonon polariton resonance |
| WO2006007446A2 (en) * | 2004-06-17 | 2006-01-19 | Ion Optics, Inc. | Photonic crystal emitter, detector, and sensor |
| EP1779444A4 (en) * | 2004-07-08 | 2011-01-05 | Ion Optics Inc | ADJUSTABLE PHOTONIC CRYSTAL |
| JP4183256B2 (ja) * | 2004-08-04 | 2008-11-19 | キヤノン株式会社 | 核酸増幅反応産物の鎖分離方法、核酸増幅反応産物の検出方法 |
| NL1027031C2 (nl) * | 2004-09-13 | 2006-03-14 | Univ Delft Tech | Titerplaat. |
| US7483140B1 (en) * | 2004-12-10 | 2009-01-27 | University Of Central Florida Research Foundation, Inc. | Micro integrated planar optical waveguide type SPR sensor |
| JP2006204255A (ja) * | 2005-01-31 | 2006-08-10 | Canon Inc | アセチル−ＣｏＡアシルトランスフェラーゼ遺伝子破壊ポリヒドロキシアルカノエート生産菌、またこれを利用したポリヒドロキシアルカノエート生産方法 |
| JP2006204257A (ja) | 2005-01-31 | 2006-08-10 | Canon Inc | ポリヒドロキシアルカノエート合成酵素遺伝子の破壊されたポリヒドロキシアルカノエート生産菌の同質遺伝子系統、またこれを利用したポリヒドロキシアルカノエート生産方法 |
| US7307297B2 (en) * | 2005-02-10 | 2007-12-11 | Japan Science And Technology Agency | Organic photodiode and method for manufacturing the organic photodiode |
| WO2006129843A2 (en) | 2005-05-31 | 2006-12-07 | Canon Kabushiki Kaisha | Bispecific capturing molecule |
| WO2006129828A2 (en) | 2005-05-31 | 2006-12-07 | Canon Kabushiki Kaisha | Target substance capturing molecule |
| JP2006333825A (ja) * | 2005-06-03 | 2006-12-14 | Canon Inc | 標的物質捕捉用タンパク質の製造方法及びその構成材料の選択方法 |
| US7403287B2 (en) * | 2005-06-08 | 2008-07-22 | Canon Kabushiki Kaisha | Sensing element used in sensing device for sensing target substance in specimen by using plasmon resonance |
| US7355704B2 (en) * | 2005-06-13 | 2008-04-08 | Solaris Nanosciences, Inc. | Chemical and biological sensing using metallic particles in amplifying and absorbing media |
| JP2007010413A (ja) * | 2005-06-29 | 2007-01-18 | Canon Inc | 核酸ハイブリッドの融点測定方法及びそのための装置 |
| US7642086B2 (en) * | 2005-08-09 | 2010-01-05 | Canon Kabushiki Kaisha | Labeled probe bound object, method for producing the same and method for using the same |
| US7185695B1 (en) * | 2005-09-01 | 2007-03-06 | United Technologies Corporation | Investment casting pattern manufacture |
| JP2007163185A (ja) * | 2005-12-09 | 2007-06-28 | Canon Inc | 酵素電極 |
| JP2007163268A (ja) * | 2005-12-13 | 2007-06-28 | Canon Inc | 酵素電極 |
| US20090233280A1 (en) * | 2005-12-28 | 2009-09-17 | Canon Kabushiki Kaisha | Method of acquiring information regarding base sequence and information reading device for the same |
| US8329011B2 (en) * | 2006-06-20 | 2012-12-11 | Canon Kabushiki Kaisha | Polymerase-immobilized electrode |
| US7555824B2 (en) | 2006-08-09 | 2009-07-07 | Hrl Laboratories, Llc | Method for large scale integration of quartz-based devices |
| WO2008044779A1 (en) * | 2006-10-06 | 2008-04-17 | Sharp Kabushiki Kaisha | Micro-pixelated fluid-assay structure, micro-pixelated fluid-assay precursor structure, and making method and performing method thereof |
| US7602496B2 (en) * | 2006-10-19 | 2009-10-13 | Sporian Microsystems, Inc. | Optical sensor with biologically reactive surface |
| US7652767B2 (en) * | 2006-10-19 | 2010-01-26 | Sporian Microsystems, Inc. | Optical sensor with chemically reactive surface |
| KR100889976B1 (ko) * | 2006-10-24 | 2009-03-24 | 이형종 | 광 모듈과 이를 이용한 광 센서 및 그 제조방법 |
| CN100582743C (zh) * | 2006-12-21 | 2010-01-20 | 中国科学院半导体研究所 | 一种用于疾病诊断的光学生物芯片与制备方法 |
| US7884930B2 (en) * | 2007-06-14 | 2011-02-08 | Hrl Laboratories, Llc | Integrated quartz biological sensor and method |
| US20100020311A1 (en) * | 2007-06-14 | 2010-01-28 | Hrl Laboratories, Llc | Integrated quartz biological sensor and method |
| US10266398B1 (en) | 2007-07-25 | 2019-04-23 | Hrl Laboratories, Llc | ALD metal coatings for high Q MEMS structures |
| JP5067143B2 (ja) * | 2007-11-29 | 2012-11-07 | コニカミノルタホールディングス株式会社 | 表面プラズモン共鳴蛍光分析装置 |
| US8151640B1 (en) | 2008-02-05 | 2012-04-10 | Hrl Laboratories, Llc | MEMS on-chip inertial navigation system with error correction |
| US7802356B1 (en) | 2008-02-21 | 2010-09-28 | Hrl Laboratories, Llc | Method of fabricating an ultra thin quartz resonator component |
| TWI404925B (zh) * | 2008-05-28 | 2013-08-11 | Delta Electronics Inc | 生物感測器 |
| CN101592605B (zh) * | 2008-05-30 | 2012-07-18 | 台达电子工业股份有限公司 | 生物传感器 |
| KR101702560B1 (ko) * | 2008-12-18 | 2017-02-13 | 삼성전자 주식회사 | 표면전자공명 검출장치 및 검출방법 |
| JP5688899B2 (ja) | 2008-12-25 | 2015-03-25 | キヤノン株式会社 | 生物試料用標識剤並びに該標識剤を用いた標識方法及びスクリーニング方法 |
| US8176607B1 (en) | 2009-10-08 | 2012-05-15 | Hrl Laboratories, Llc | Method of fabricating quartz resonators |
| US8912711B1 (en) | 2010-06-22 | 2014-12-16 | Hrl Laboratories, Llc | Thermal stress resistant resonator, and a method for fabricating same |
| EP2434274A1 (en) | 2010-09-27 | 2012-03-28 | Stichting IMEC Nederland | Sensor, method for detecting the presence and / or concentration of an analyte using the sensor and use of the method |
| US9360302B2 (en) * | 2011-12-15 | 2016-06-07 | Kla-Tencor Corporation | Film thickness monitor |
| KR101944769B1 (ko) * | 2012-02-06 | 2019-02-08 | 삼성디스플레이 주식회사 | 유기 발광 표시 장치 및 유기 발광 표시 장치의 제조 방법 |
| US9250074B1 (en) | 2013-04-12 | 2016-02-02 | Hrl Laboratories, Llc | Resonator assembly comprising a silicon resonator and a quartz resonator |
| US9599470B1 (en) | 2013-09-11 | 2017-03-21 | Hrl Laboratories, Llc | Dielectric high Q MEMS shell gyroscope structure |
| CN103712954B (zh) * | 2013-12-27 | 2016-02-03 | 中国科学院苏州生物医学工程技术研究所 | 一种用于筛选抗肿瘤药物的spr传感芯片的制备方法 |
| JP6313054B2 (ja) * | 2014-01-29 | 2018-04-18 | 京セラ株式会社 | 光センサモジュールおよび光センサ装置 |
| RU2552386C1 (ru) * | 2014-02-19 | 2015-06-10 | Валерий Николаевич Конопский | Полупроводниковый источник излучения на длиннопробежных поверхностных плазмонах |
| US9977097B1 (en) | 2014-02-21 | 2018-05-22 | Hrl Laboratories, Llc | Micro-scale piezoelectric resonating magnetometer |
| US9991863B1 (en) | 2014-04-08 | 2018-06-05 | Hrl Laboratories, Llc | Rounded and curved integrated tethers for quartz resonators |
| US10308505B1 (en) | 2014-08-11 | 2019-06-04 | Hrl Laboratories, Llc | Method and apparatus for the monolithic encapsulation of a micro-scale inertial navigation sensor suite |
| JP6356563B2 (ja) * | 2014-09-29 | 2018-07-11 | 京セラ株式会社 | 光センサモジュール |
| US10031191B1 (en) | 2015-01-16 | 2018-07-24 | Hrl Laboratories, Llc | Piezoelectric magnetometer capable of sensing a magnetic field in multiple vectors |
| US10110198B1 (en) | 2015-12-17 | 2018-10-23 | Hrl Laboratories, Llc | Integrated quartz MEMS tuning fork resonator/oscillator |
| US10175307B1 (en) | 2016-01-15 | 2019-01-08 | Hrl Laboratories, Llc | FM demodulation system for quartz MEMS magnetometer |
| US11463026B2 (en) * | 2019-05-10 | 2022-10-04 | The Regents Of The University Of Colorado, A Body Corporate | Quantum plasmon fluctuation devices |
| US11251723B2 (en) | 2019-05-10 | 2022-02-15 | The Regents Of The University Of Colorado, A Body Corporate | Systems for driving the generation of products using quantum vacuum fluctuations |
| GB202010010D0 (en) * | 2020-06-30 | 2020-08-12 | Ams Int Ag | Imaging surface plasmon resonance apparatus |
| GB202010018D0 (en) | 2020-06-30 | 2020-08-12 | Ams Int Ag | Imaging surface plasmon resonance apparatus |
Family Cites Families (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB8509492D0 (en) | 1985-04-12 | 1985-05-15 | Plessey Co Plc | Optical assay |
| FI77536C (fi) | 1987-03-10 | 1989-03-10 | Soundek Oy | Fiberoptisk detektor foer oljor och loesningsmedel. |
| EP0517930B1 (en) | 1991-06-08 | 1995-05-24 | Hewlett-Packard GmbH | Method and apparatus for detecting the presence and/or concentration of biomolecules |
| JPH0518890A (ja) | 1991-07-10 | 1993-01-26 | Olympus Optical Co Ltd | イオンセンサおよびこれを用いるイオン濃度測定方法および装置 |
| GB9120000D0 (en) * | 1991-09-19 | 1991-11-06 | British Gas Plc | Optical sensing |
| JPH05167192A (ja) | 1991-12-18 | 1993-07-02 | Sony Corp | 半導体レーザーの製造方法 |
| JPH0658873A (ja) | 1992-08-05 | 1994-03-04 | Toto Ltd | 光センサー、光センサーを用いた検出方法、及び光センサーに用いる分子認識機能膜の形成方法 |
| JPH06167443A (ja) | 1992-10-23 | 1994-06-14 | Olympus Optical Co Ltd | 表面プラズモン共鳴を利用した測定装置 |
| JP3239516B2 (ja) | 1993-02-08 | 2001-12-17 | ソニー株式会社 | 面発光半導体レーザー |
| JP3365809B2 (ja) | 1993-03-15 | 2003-01-14 | オリンパス光学工業株式会社 | 表面プラズモン共鳴を利用した測定装置 |
| JPH07225185A (ja) | 1993-12-16 | 1995-08-22 | Toto Ltd | バイオセンサ |
| US5917607A (en) * | 1996-04-25 | 1999-06-29 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Surface plasmon sensor for multiple channel analysis |
| US5898503A (en) * | 1997-03-19 | 1999-04-27 | Texas Instruments Incorporated | Surface plasmon resonance sensor with interchangeable optical element |
-
1998
- 1998-05-29 JP JP16599898A patent/JP3647267B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1999
- 1999-05-26 US US09/318,761 patent/US6424418B2/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US6424418B2 (en) | 2002-07-23 |
| JPH11344437A (ja) | 1999-12-14 |
| US20010040679A1 (en) | 2001-11-15 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3647267B2 (ja) | 面発光レーザーを用いた表面プラズモン共鳴センサ装置 | |
| US7749748B2 (en) | Biosensor using microdisk laser | |
| Melendez et al. | A commercial solution for surface plasmon sensing | |
| US10274432B1 (en) | Guided-mode resonance sensors employing angular, spectral, modal, and polarization diversity for high-precision sensing in compact formats | |
| AU771594B2 (en) | A surface plasmon resonance sensor | |
| US6738141B1 (en) | Surface plasmon resonance sensor | |
| US7586615B2 (en) | Measuring unit | |
| US7659987B2 (en) | Device and method for acquiring information on objective substance to be detected by detecting a change of wavelength characteristics on the optical transmittance | |
| US20090116020A1 (en) | Biosensor, method for producing the same and sensor measurement system | |
| US20060194345A1 (en) | Concentration measuring method, concentration measuring kit, and sensor chip for use in the method | |
| US7102754B2 (en) | Measuring method and apparatus using attenuation in total internal reflection | |
| Goddard et al. | Real-time biomolecular interaction analysis using the resonant mirror sensor | |
| EP1324019B1 (en) | Sensor utilizing evanescent wave | |
| Duval et al. | Optical waveguide biosensors | |
| US7636502B2 (en) | Optical waveguide bio-sensing device | |
| US20050045977A1 (en) | Repeated structure of nanometer thin films with symmetric or asymmetric configuration for spr signal modulation | |
| US7218401B2 (en) | Surface plasmon sensor, surface plasmon resonance measurement device, and detection chip | |
| Quinn et al. | Transduction platforms and biointerfacial design of biosensors for'real-time'biomolecular interaction analysis | |
| US8735170B2 (en) | Method for measuring concentration of antigen contained in test solution | |
| JP3390355B2 (ja) | 表面プラズモンセンサー | |
| JP4030796B2 (ja) | 測定チップ | |
| JP3833955B2 (ja) | 光導波路型プロテインチップおよびプロテイン検出装置 | |
| KR101394372B1 (ko) | 광도파로 형태의 표면 플라즈몬 공명 센서 및 그 제조방법 | |
| Sung et al. | Portable guided-mode resonance biosensor platform for point-of-care testing | |
| Yadav et al. | Aqueous arrayed imaging reflectometry as a sensitive platform for real-time biomolecular interaction analysis |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20041027 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20041221 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20050125 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20050208 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080218 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090218 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100218 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100218 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110218 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120218 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130218 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140218 Year of fee payment: 9 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |