JP5146311B2 - 表面プラズモン共鳴センサ用チップおよび表面プラズモン共鳴センサ - Google Patents

Description

本発明は、表面プラズモン共鳴センサ用チップおよび表面プラズモン共鳴センサに関する。具体的にいうと、複数の異なる厚みの誘電体層を有する試料検出部からの信号を分光して、試料検出部の各測定領域の表面状態を検出する表面プラズモン共鳴センサと、当該表面プラズモン共鳴センサに用いる表面プラズモン共鳴センサ用チップと、当該表面プラズモン共鳴センサを用いた医療検査装置及び化学物質検査装置に関する。

近年、個人の遺伝子やタンパク質を検査することにより、各人の健康状態や体質を診断したり、病気を予見したりすることが徐々に可能となってきている。そのための装置としては、以下に説明するように種々の方式のものが提案されている。しかし、これらの装置は現状では大型かつ高価であり、特に複数の検査を一度に行えるようにして処理効率を上げようとしたり、測定精度を向上させたりしようとすると、より大型かつ高価に成らざるを得なかった。一方、このような検査装置の普及を図るためには、将来的には高精度で、小型かつ安価な装置が要望されている。

そこで、以下においては、上記のような観点から現状の装置を簡単に説明する。

特開２０００−１３１２３７号公報（特許文献１）においては、蛍光検出方式の検査装置が提案されている。これは生体分子を蛍光色素で修飾しておき、スライドガラスの上に固定したｃＤＮＡと特異的に結合した生体分子が発する蛍光を観測する装置である。このような蛍光検出方式の検査装置では、スライドガラスの上にそれぞれ異なるｃＤＮＡをドット状に塗布しておくことにより、遺伝子やタンパク質を多種類同時に解析することができ、現在最も多く利用されている。

しかし、このような検査装置では、微弱な蛍光を検出するため蛍光色素に起因するエラーが発生し、また蛍光検出用の光学系が大型化して製作コストが高価につくという問題がある。

また、特開平６−１６７４４３号公報（特許文献２）においては、バルク型の表面プラズモン共鳴センサが提案されている。これは、上面に金属薄膜を形成された基板の下面に三角形のプリズムを配置したものである。この表面プラズモン共鳴センサにおいては、投光用の光学系により金属薄膜とプリズムとの間の界面に種々の角度で光を入射させ、金属薄膜とプリズムとの界面で反射した光の強度を光検出器によって測定する。このような装置によれば、金属薄膜に固定されている抗体等と特異的に結合する抗原の反応を光検出器における受光強度の変化として検出することができる。

このようなバルク型の表面プラズモン共鳴センサでは、蛍光分子に起因するエラーは発生しないが、構造上アレイ化が困難で、１つの表面プラズモン共鳴センサでは１度に１つの検査しか行なうことができなかった。また、従来のバルク型の表面プラズモン共鳴センサでは、分析を行なうために画像処理を施す必要があり、表面プラズモン共鳴センサが大型化すると共に分析に時間が掛っていた。

表面プラズモン共鳴センサを小型化する手段としては、導波路型表面プラズモン共鳴を利用した光導波路型の表面プラズモン共鳴センサが種々提案されている。光導波路型の表面プラズモン共鳴センサは、クラッド層に埋め込まれたコアの上面に金属薄膜を設けておき、コアの一端から光を入射させ、コアの他端から出射される光を光検出器で受光するものである。

このような光導波路型の表面プラズモン共鳴センサとしては、特開２００２−１６２３４６号公報（特許文献３）に開示されたものがある。ここには、コアが１本のものと、コアにスイッチング部を設けて分岐させ複数本のコアを平行に形成したものとが記載されている。コアが１本のものでは、金属薄膜を１つしか設けることができず、複数の検査を一度に行なうことはできない。

また、複数本のコアを形成したものでは、各コアに金属薄膜を形成することで複数の検査を一度に行えるようにしているが、各コアには１つの金属薄膜しか設けることができない。そのため、金属薄膜の数はコアの数以上に増やすことができず、金属薄膜を増やすためにはコアの本数やスイッチング部の数を増やさなければならず、しかも、コアを何段にも分岐させるためにコアの分岐部分の面積が大きくなり、表面プラズモン共鳴センサが大型になる。よって、複数本のコアを有する表面プラズモン共鳴センサでは、多数の検査を行えるようにしようとすればセンササイズがかなり大きくなる問題があった。

特開２０００−１３１２３７号公報 特開平６−１６７４４３号公報 特開２００２−１６２３４６号公報

本発明は上記のような技術的課題に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、複数の異なる厚みの誘電体層を有する試料検出部からの信号（以下、試料検出部で反射された光を信号ということがある。）を分光して、各測定領域の表面状態を同時に検出することができる、小型で測定精度のよい表面プラズモン共鳴センサと表面プラズモン共鳴センサ用チップなどを提供することにある。

本発明に係る表面プラズモン共鳴センサ用チップは、コアを形成された光導波路と、前記コア上に形成した試料検出部と、前記コア内を伝搬して前記試料検出部で反射された光を分光する分光手段とを備え、前記試料検出部は、前記コア上に所定の距離を置いて互いに離間した状態で配置された複数の金属層と、前記金属層のそれぞれの上に形成された誘電体層で構成され、複数の前記誘電体層のうち少なくとも一部が、互いに厚みが異なっており、前記誘電体層は、それぞれの下に位置する前記金属層と同じ面積を有していて、前記誘電体層の周囲に前記金属層が露出せず、かつ、前記コアの上面が露出しており、前記分光手段は、前記光導波路に一体的に設けられていることを特徴としている。誘電体層がある測定領域では、誘電体層に特定の分子を認識し、特異的に結合する物質（以下、分子認識機能物質という。）が固定されているが、誘電体層のない測定領域では、金属層の上に直接に分子認識機能物質が固定されるので、分子認識機能物質が固定された領域によって測定領域が画定される（以下同様）。

本発明に係る表面プラズモン共鳴センサ用チップにあっては、コアの上面に厚みの異なる誘電体層を形成しているので、各誘電体層（測定領域）から得られる信号（反射光）の特徴波長を互いにずらせて分離させることができる。従って、各誘電体層から得られる信号の特徴波長が重なり合わないので、試料検出部で反射した光を分光手段で分光して特徴波長のシフトを検出することにより各測定領域における微量な化学的変化や生物学的変化、物理的変化などを測定することができる。よって、本発明に係る表面プラズモン共鳴センサ用チップによれば、複数の測定を一度に行なうことができ、しかも、小型化及び低コスト化の可能な表面プラズモン共鳴センサ用チップを作製できる。

また、本発明に係る表面プラズモン共鳴センサ用チップにあっては、前記金属層を複数有していて複数の金属層が所定の距離を置いて互いに離間した状態で配置され、前記金属層の上にそれぞれに誘電体層が形成されており、前記誘電体層は、それぞれの下に位置する前記金属層と同じ面積を有していて、前記誘電体層の周囲に前記金属層が露出せず、かつ、前記コアの上面が露出しているので、各測定領域、すなわち誘電体層を形成された金属層のそれぞれが分離されており、しかも金属層が誘電体層から露出しないようにできる。そのため、コア上面を親水処理又は疎水処理することによってコア上面への試料の非特異的な付着を抑制することができ、コア上面に付着した試料による信号ノイズを低減させることができ、表面プラズモン共鳴センサ用チップの測定精度を向上させられる。

本発明に係る表面プラズモン共鳴センサ用チップのある実施態様は、前記各誘電体層の前記コア長さ方向における長さＤが、
Ｄ ≧ ２×Ｔ×tanθ
但し、Ｔは前記コアの厚み
θはコア内を伝播する光の前記試料検出部への入射角
であることを特徴としている。かかる実施態様によれば、コアの厚みに対して必要最低限必要とされる誘電体層及び金属層（測定領域）の長さを規定することができ、表面プラズモン共鳴センサ用チップの設計を容易できる。

本発明に係る表面プラズモン共鳴センサ用チップの別な実施態様は、前記分光手段で分光された異なる波長の光を受光する複数の受光領域を有する受光素子が、前記光導波路に一体的に設けられていることを特徴としている。分光手段によって分光された各波長の光を受光する受光素子を設けることにより容易に信号の特徴波長の変化を検出することができ、容易に試料やその特性の分析を行なうことができる。

本発明に係る表面プラズモン共鳴センサ用チップのさらに別な実施形態は、前記光導波路が前記コアを複数本形成され、各コア上にそれぞれ前記試料検出部が形成されていることを特徴としている。かかる実施態様によれば、コアの数に応じて試料検出部がさらに増加するので、一度に行える測定の種類や試料の数をさらに増加させることができる。

本発明に係る表面プラズモン共鳴センサ用チップのさらに別な実施態様は、前記各誘電体層に互いに異なる分子認識機能物質が固定されていることを特徴としている。かかる実施態様によれば、各測定領域に異なる分子認識機能物質が固定されているので、複数種類の物質を同時に測定することができ、効率よく測定を行なうことができる。

本発明に係る表面プラズモン共鳴センサ用チップのさらに別な実施態様は、前記誘電体層の厚みが互いに１０ｎｍ以上異なっていることを特徴としている。コア、金属層、誘電体層としては、通常はそれぞれＰＭＭＡ（ポリメチルメタクリレート）、Ａｕ、Ｔａ_２Ｏ_５を用いるが、その場合通常の生体分子が付着したときには、誘電体層の厚みに１０ｎｍ以上の差があれば各信号の特徴波長が１００ｎｍ以上となり、精度良く信号の特徴波長を検出することができる。

本発明に係る表面プラズモン共鳴センサ用チップのさらに別な実施態様は、前記金属層が、Ａｕ、Ａｇ又はＣｕからなることを特徴としている。かかる実施態様によれば、金属層にＡｕ、Ａｇ又はＣｕを用いることにより、可視光領域で効率よく表面プラズモン共鳴信号を得ることができる。

本発明に係る表面プラズモン共鳴センサ用チップのさらに別な実施態様は、前記誘電体層が、高誘電率材料からなることを特徴としている。誘電体層に高誘電率材料を用いれば、信号の特徴波長の間隔を同程度に保つ場合、誘電体層どうしの厚みの差（特に、誘電体層の最大厚みと最小厚みの差）を小さくすることができ、表面プラズモン共鳴センサ用チップの表面の凹凸を小さくすることができる。よって、かかる実施態様によれば、誘電体層の作製が容易になり、誘電体層の欠けなどの欠陥の発生を抑えることができる。また、誘電体層のピッチを小さくできるので、測定領域の配置密度を高めることも可能になる。

本発明に係る表面プラズモン共鳴センサ用チップのさらに別な実施態様は、前記誘電体層である高誘電率材料が、Ｔａ_２Ｏ_５又はＴｉＯ_２であることを特徴としている。Ｔａ_２Ｏ_５やＴｉＯ_２は、高誘電率材料であるので、信号の特徴波長の間隔を同程度に保つ場合、誘電体層どうしの厚みの差（特に、誘電体層の最大厚みと最小厚みの差）を小さくすることができ、表面プラズモン共鳴センサ用チップの表面の凹凸を小さくすることができる。よって、かかる実施態様によれば、誘電体層の作製が容易になり、誘電体層の欠けなどの欠陥の発生を抑えることができる。また、誘電体層のピッチを小さくできるので、測定領域の配置密度を高めることも可能になる。さらに、Ｔａ_２Ｏ_５やＴｉＯ_２は入手が容易である。

本発明に係る表面プラズモン共鳴センサ用チップのさらに別な実施態様は、前記誘電体層が、高屈折率の樹脂であることを特徴としている。誘電体層を高屈折率の樹脂で形成すれば、信号の特徴波長の間隔を同程度に保つ場合、誘電体層どうしの厚みの差（特に、誘電体層の最大厚みと最小厚みの差）を小さくすることができ、表面プラズモン共鳴センサ用チップの表面の凹凸を小さくすることができ、誘電体層の欠けなどの欠陥の発生を抑えることができる。また、樹脂材料を用いることにより、金型複製で容易に表面プラズモン共鳴センサ用チップのための誘電体層を作製することができる。

本発明に係る表面プラズモン共鳴センサは、本発明に係る表面プラズモン共鳴センサ用チップと、前記コアの一端面側に設けた光源と、前記光源と前記コアの間に設けられた光路変換手段と、受光素子とからなり、前記光源から出射された光は前記光路変換手段によって所定の角度に揃えられて前記コア内に導入され、前記コア内を伝播した光は前記試料検出部で反射され、前記コアから出た光は前記分光手段によって分光され、分光された光は前記受光素子で受光されることを特徴としている。

試料検出部に照射される光が広がり角を持っている場合には、その広がり角に相当する分の信号の誤差を生じる。これに対し、本発明に係る表面プラズモン共鳴センサにあっては、光路変換手段によって試料検出部に照射される光の広がりを抑えることができる。よって、この表面プラズモン共鳴センサによれば、表面プラズモン共鳴センサ用チップの有する効果に加えて、測定精度をさらに向上させることができる。

本発明に係る表面プラズモン共鳴センサのある実施態様は、前記光源が、白色光源又は多重波長光源であることを特徴としている。かかる実施態様によれば、白色光源や多重波長光源によって波長域の広い光を試料検出部に照射することができ、それによって測定領域の数を増やすことができる。

本発明に係る表面プラズモン共鳴センサの別な実施態様は、前記各誘電体層が配置された領域における前記基板と前記金属層との界面において反射された光の特徴波長が互いに１００ｎｍ以上離れていることを特徴としている。基板又はコア、金属層、誘電体層としては、通常はそれぞれＰＭＭＡ（ポリメチルメタクリレート）、Ａｕ、Ｔａ_２Ｏ_５を用いるが、その場合通常の生体分子が結合したときには、信号の特徴波長は約５０ｎｍシフトする。よって、当該実施態様のように各信号の特徴波長（反射率が極小となる吸収波長域）の間隔が１００ｎｍ以上となるようにすれば、精度良く信号の特徴波長を検出することができる。

本発明に係る表面プラズモン共鳴センサ用チップの第１の作製方法は、本発明に係る表面プラズモン共鳴センサ用チップを作製するための方法であって、前記金属層の上に供給した誘電体樹脂材料を、深さの異なる複数の凹部を形成した金型で押圧することにより、前記誘電体樹脂材料によって厚みの異なる複数の誘電体層を形成することを特徴としている。金型（スタンパ）によって誘電体樹脂材料（特に紫外線硬化型樹脂）を成形する当該第１の作製方法によれば、微細な誘電体層を精度良く作製することができるので、測定領域の高密度化、もしくは表面プラズモン共鳴センサ用チップの小型化を図ることができる。

本発明に係る表面プラズモン共鳴センサ用チップの第２の作製方法は、本発明に係る表面プラズモン共鳴センサ用チップを作製するための方法であって、前記金属層の上に供給した誘電体樹脂材料を、深さの異なる複数の凹部を形成した金型で押圧することにより、前記誘電体樹脂材料によって厚みの異なる複数の誘電体層を形成する工程と、前記誘電体層から露出した金属層をエッチングにより除去する工程とを備えたことを特徴としている。金型（スタンパ）によって誘電体樹脂材料（特に紫外線硬化型樹脂）を成形する当該第２の作製方法によれば、微細な誘電体層を精度良く作製することができるので、測定領域の高密度化、もしくは表面プラズモン共鳴センサ用チップの小型化を図ることができる。また、誘電体層から露出した金属層は、誘電体層をマスクとしてエッチングすることにより、容易に除去することができる。

本発明に係る医療検査装置は、特定の生体分子と結合する生体分子認識機能物質を前記誘電体層の上に固定した、本発明に係る表面プラズモン共鳴センサと、前記表面プラズモン共鳴センサにより得られた測定光の波長スペクトルに基づいて検査結果の解析を行なう手段とを備えたものである。本発明に係る医療検査装置によれば、複数の医療検査を同時に行なうことができ、しかも、小型化を図ることができる。

本発明に係る化学物質検査装置は、特定の化学物質と結合する化学物質認識機能物質を前記誘電体層の上に固定した、本発明に係る表面プラズモン共鳴センサと、前記表面プラズモン共鳴センサにより得られた測定光の波長スペクトルに基づいて検査結果の解析を行なう手段とを備えたものである。本発明に係る化学物質検査装置によれば、複数の化学物質検査を同時に行なうことができ、しかも、小型化を図ることができる。

なお、本発明における前記課題を解決するための手段は、以上説明した構成要素を適宜組み合せた特徴を有するものであり、本発明はかかる構成要素の組合せによる多くのバリエーションを可能とするものである。

図１は、本発明の実施形態１による表面プラズモン共鳴センサを示す概略図である。 図２（ａ）は実施形態１の試料検出部の拡大図、図２（ｂ）及び図２（ｃ）は試料検出部の側面図及び平面図である。 図３（ａ）は金属層の上面に抗体を固定して測定領域を形成した表面プラズモン共鳴センサを表わした図、図３（ｂ）はその受光部で検知した特性を表わした図である。 図４（ａ）は金属層の上に誘電体層を設けた表面プラズモン共鳴センサを示す図、図４（ｂ）はその受光部で検知した特性を表わした図である。 図５は、厚みの異なる複数の誘電体層を有する表面プラズモン共鳴センサで得られる分光特性を示す図である。 図６は、各測定領域で全反射された光の特性Ｒ０（λ）、Ｒ１（λ）、Ｒ２（λ）と受光素子で検出される反射率特性Ｒｔ（λ）との関係を表わした図である。 図７は、各測定領域で全反射された光の特性Ｒ０（λ）、Ｒ１（λ）、Ｒ２（λ）と受光素子で検出される反射率特性Ｒｔ（λ）との関係を表わした図であって、独立性の悪い場合を表わしている。 図８は、独立性の条件を説明するための図である。 図９は、シミュレーション結果を表わした図である。 図１０は、シミュレーション結果を表わした図である。 図１１は、シミュレーション結果を表わした図である。 図１２（ａ）、図１２（ｂ）及び図１２（ｃ）は、厚みの異なる誘電体層を金属層の上面に形成する工程を表わした図である。 図１３（ａ）は本発明の実施形態２による表面プラズモン共鳴センサを示す概略図、図１３（ｂ）はその試料検出部を拡大した図である。 図１４（ａ）、図１４（ｂ）、図１４（ｃ）及び図１４（ｄ）は、実施形態２における測定領域の作製方法を示す工程図である。 図１５は、本発明の実施形態３による表面プラズモン共鳴センサを示す正面図である。 図１６（ａ）は実施形態３の表面プラズモン共鳴センサにおける試料検出部の拡大図、図１６（ｂ）及び図１６（ｃ）は金属層の上面に形成された試料検出部の側面図及び平面図である。 図１７は、実施形態３における受光素子のアレイを示す平面図である。 図１８（ａ）は実施形態３の変形例による表面プラズモン共鳴センサを示す正面図、図１８（ｂ）はその試料検出部を示す拡大図である。 図１９は、本発明の実施形態４による表面プラズモン共鳴センサを示す斜視図である。 図２０は、本発明の実施形態４による表面プラズモン共鳴センサの側面図である。 図２１は、コアの端部上面に設置された分光手段の界面で光が全反射されるのを防止する一方法を説明するための、表面プラズモン共鳴センサの側面図である。 図２２は、測定領域の長さＤを決めるための条件を説明する図である。 図２３は、光の広がりを±２°、誘電体層の厚みの差を１０ｎｍとしたときの特性をシミュレーションした結果を示す図である。 図２４は、光の広がりを±２°、誘電体層の厚みの差を１５ｎｍとしたときの特性をシミュレーションした結果を示す図である。 図２５は、光の広がりを±１°、誘電体層の厚みの差を１５ｎｍとしたときの特性をシミュレーションした結果を示す図である。 図２６は、本発明の実施形態５による表面プラズモン共鳴センサを示す側面図である。 図２７は、本発明の実施形態６による表面プラズモン共鳴センサを示す斜視図である。 図２８は、本発明の実施形態６による表面プラズモン共鳴センサ８１の平面図である。 図２９は、実施形態６の変形例による表面プラズモン共鳴センサを示す斜視図である。 図３０は、本発明の実施形態７による表面プラズモン共鳴センサを示す側面図である。 図３１は、本発明の実施形態８による表面プラズモン共鳴センサを示す側面図である。 図３２は、本発明の表面プラズモン共鳴センサを用いた検査装置の構成を示すブロック図である。

以下、本発明の実施形態を図面に従って詳細に説明する。

（実施形態１）
図１は、本発明の実施形態１による表面プラズモン共鳴センサ１１を示す概略図である。実施形態１の表面プラズモン共鳴センサ１１は、プリズム１７を備えたバルク型の表面プラズモン共鳴センサであって、いわゆるKretschmann配置となっている。

この表面プラズモン共鳴センサ１１においては、ＰＭＭＡ、ポリカーボネイト（ＰＣ）、ポリスチレン（ＰＳ）等のプラスチックやガラスからなる透明基板１２の表面全体に金属層１３（金属薄膜）を形成している。透明基板１２は、プリズム１７と等しい屈折率を有している。金属層１３は、真空蒸着やスパッタによって透明基板１２の上面に形成したＡｕ、Ａｇ、Ｃｕ等によって構成されている。

金属層１３の上面には、複数の測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃからなる試料検出部１６が形成されている。図２（ａ）は試料検出部１６の拡大図であり、図２（ｂ）及び図２（ｃ）は試料検出部１６の側面図及び平面図である。試料検出部１６を構成する各測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃは、互いに隙間２３をあけて一列に配列されている。測定領域１５ａでは、金属層１３の上面に誘電体層１４ａが形成されており、誘電体層１４ａの上には抗体２２ａを固定化している。測定領域１５ｂでは、金属層１３の上面に測定領域１５ａの誘電体層１４ａと異なる厚みの誘電体層１４ｂが形成されており、当該誘電体層１４ｂの上には測定領域１５ａと異なる抗体２２ｂを固定化している。さらに、測定領域１５ｃでは、金属層１３の上面に誘電体層１４ａ及び１４ｂと異なる厚みの誘電体層１４ｃが形成されており、当該誘電体層１４ｃの上には測定領域１５ａ及び１５ｂと異なる抗体２２ｃが固定化されている。なお、測定領域は、図示例では３つの測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃを示しているが、２つ又は４つ以上であってもよい。また、各誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃは異なる厚みを有していればよく、いずれかの誘電体層（例えば、誘電体層１４ａ）の厚みはゼロ（つまり、誘電体層が設けられていない。）であってもよい。これらの誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃは、Ｔａ_２Ｏ_５やＴｉＯ_２等の高誘電率材料、もしくはＰＭＭＡやポリカーボネイトなどの高屈折率の誘電体樹脂材料からなる。

このようにして金属層１３の上に形成された各誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃの領域（いずれか１つの測定領域では誘電体層がなくてもよい。）の一つ一つが測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃとなっており、誘電体層の厚み（厚みがゼロを含む。）の異なる各測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃが集まって１つの試料検出部１６を構成している。

図１に示すように、透明基板１２は、下面にマッチングオイルを薄く塗布されて三角プリズム等のプリズム１７の上面に密着している。プリズム１７の一方の斜面側には、白色光を出射する白色光源や、所定の複数波長域の光を出射する多重波長光源などの投光部１８が配置されている。投光部１８は発光ダイオード（ＬＥＤ）や半導体レーザー素子（ＬＤ）、ハロゲンランプなどの光源２５と、光源２５から投射された光を金属層１３と平行又は垂直な方向の直線偏光に変換する偏光子２６と、投光部１８から出射する光をコリメート化して所定の方向に出射させるためのコリメート光学系２７とを有している。また、プリズム１７の他方の斜面側には、分光手段１９と受光素子２０が配置されている。分光手段１９は、透明基板１２と金属層１３との界面で全反射した光を分光させるものであって、回折格子からなる。受光素子２０は、分光された各波長の光を受光する複数の受光領域２１（受光セル）を有するものであって、１次元フォトダイオードアレイなどを用いる。

しかして、この表面プラズモン共鳴センサ１１においては、投光部１８から出射された光Ｌ（偏光）は一方斜面からプリズム１７内に入射し、さらに透明基板１２内を通って試料検出部１６に斜めに入射する。そして、試料検出部１６において金属層１３と透明基板１２との界面で全反射された光は、透明基板１２及びプリズム１７を通ってプリズム１７の他方斜面から外部へ出射する。プリズム１７から出た光は分光手段１９に斜めに入射し、分光手段１９を透過することによって各波長毎の光に分光される。分光手段１９で分光された各波長の光は、波長毎に異なる方向へ出射して受光素子２０によって受光される。受光素子２０の各受光領域２１は、分光手段１９による分光方向に沿って配列されており、各受光領域２１が異なる波長の光を受光する。よって、各受光領域２１の受光量から、試料検出部１６で反射された光の分光特性を得ることができる。

なお、各測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃは互いに一定の距離を置いて配置されているので、各測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃで全反射された光が分光手段１９に入射する位置もわずかにずれており、分光された光も波長が同じでも光線位置がわずかにずれている。しかしながら、測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃのサイズは、受光素子２０に配列されている各受光領域２１のサイズに比べて充分に小さく、また、分光手段１９と受光素子２０との間に充分な距離をとることによって異なる波長の光を充分に分離させることができるので、異なる測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃで全反射された光であっても同じ波長（域）の光は同一の受光領域２１で受光される。

次に、この表面プラズモン共鳴センサ１１における測定原理を説明する。図３（ａ）は金属層１３の上面に抗体２２を固定して１つの測定領域を形成した表面プラズモン共鳴センサを表わしている。また、図３（ｂ）は、この表面プラズモン共鳴センサ１１の測定領域に全反射を起こすような入射角で光Ｌを照射したとき、測定領域において透明基板１２と金属層１３との界面で全反射した光Ｌの分光特性を表わしている。光Ｌの全反射が起きている測定領域においては、金属層１３の表面に電界分布を持つエバネッセント波が生じる。そして、エバネッセント波の波数及び周波数が、表面プラズモンの波数及び周波数と一致するとき両者が共鳴し、入射光の光エネルギーが表面プラズモンに移行するので、当該波長において反射光の光強度が低下する。従って、反射光の分光特性を調べると、図３（ｂ）にＲ０（λ）で示す特性のように、特定の吸収波長λ０（以下、特徴波長という。）で反射率が極小となる。

次に、測定領域の抗体２２に特異的に結合する抗原２４を結合させた状態で同様な測定を行なうと、特性は図３（ｂ）に示すＲ０ｓ（λ）のように変化し、特徴波長はΔλだけシフトしてλ０ｓとなる。この波長シフト量Δλ（＝λ０ｓ−λ０）は、抗体２２に特異的に結合した抗原２４の量に応じて変化するので、反射光の分光特性から波長シフト量Δλを求めることにより、抗体２２に抗原２４が結合したか否かを判定し、あるいは抗体２２に特異的に結合した抗原２４の量を測定することができる。

いま、金属層１３の上に２種類以上の抗体を固定化した場合を考えると、各抗体には異なる種類の抗原が特異的に結合するので、一度に２種類以上の抗原を検査することができると考えられる。しかし実際には、各抗体を有するそれぞれの測定領域で反射された光を１つの受光素子２０で受光すると、各測定領域における反射光の特徴波長が重なり合って判別できず、測定不能となる。

一方、図４（ａ）に示す表面プラズモン共鳴センサのように、金属層１３の上に所定厚みｔの誘電体層１４を設けておき、その誘電体層１４の上に抗体２２を固定化した場合には、抗体２２に抗原が結合していないときの特性は図４（ｂ）に示す特性Ｒ１（λ）のようになる。すなわち、抗体２２に抗原２４が結合していない場合であっても、反射光の分光特性は誘電体層１４を有しない場合の特性Ｒ０（λ）から図４（ｂ）の特性Ｒ１（λ）へと変化し、特徴波長（吸収波長）はΔΛだけシフトしてλ１となる。そして、さらに抗体２２に抗原２４が特異的に結合したときには、特徴波長は、図４（ｂ）の特性Ｒ１ｓ（λ）のようになり、特徴波長はλ１からλ１ｓへ変化する。

実施形態１の表面プラズモン共鳴センサ１１の場合には、それぞれの測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃにおいて厚みの異なる誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃの上に抗体２２ａ、２２ｂ、２２ｃを固定している。そのため、図５に示すように、各測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃからの信号の特性Ｒ０（λ）、Ｒ１（λ）、Ｒ２（λ）は、各測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃ毎に異なる波長シフト量だけシフトし、互いに分離する。従って、各測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃからの信号が混色せず、各信号の特徴波長λ０、λ１、λ２を精度良く切り分けることが可能になる。

具体的にいうと、測定領域１５ａからの信号は、抗原が結合していない場合には図５の特性Ｒ０（λ）のように特徴波長がλ０の特性となり、その抗体２２ａに特異的に結合する抗原が結合した場合には図５の特性Ｒ０ｓ（λ）のように特徴波長がλ０ｓの特性となる。同様に、測定領域１５ｂからの信号は、抗原が結合していない場合には図５の特性Ｒ１（λ）のように特徴波長がλ１の特性となり、その抗体２２ｂに特異的に結合する抗原が結合した場合には図５の特性Ｒ１ｓ（λ）のように特徴波長がλ１ｓの特性となる。測定領域１５ｃからの信号は、抗原が結合していない場合には図５の特性Ｒ２（λ）のように特徴波長がλ２の特性となり、その抗体２２ｃに特異的に結合する抗原が結合した場合には図５の特性Ｒ２ｓ（λ）のように特徴波長がλ２ｓの特性となる。よって、特徴波長λ０、λ１、λ２の間が充分に離間するように誘電体層１４ｂ、１４ｃの厚みを調整しておくことにより、各特徴波長λ０、λ１、λ２や変化後の各特徴波長λ０ｓ、λ１ｓ、λ２ｓが混じり合うことなく精度良く検出され、各測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃにおける抗原の有無や抗原の結合量を検出することができる。

従って、実施形態１の表面プラズモン共鳴センサ１１によれば、各測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃにそれぞれ異なる抗体２２ａ、２２ｂ、２２ｃを固定化しておけば、それぞれ異なる抗原−抗体反応を一度に検出することができ、複数の検査を一度に行えるようになる。よって、測定領域をアレイ化して複数の検査を効率よく一度に行なうことができ、小型化が可能で安価なバルク型の表面プラズモン共鳴センサ１１を作製することができる。しかも、このような表面プラズモン共鳴センサ１１によれば、受光素子としてＣＣＤを用いる必要がないので、画像処理も不要になり、分析に要する時間も短縮することができる。

しかしながら、各測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃで反射された光Ｌの分光特性は、図５に示したように別々に検出されるものではなく、１つの受光素子２０で検出されるものであるから、その点も考慮して各特徴波長間の間隔を設定しなければならない。そのためには、ここで独立性と呼ぶ条件を満足するように各誘電体層の厚みを定めなければならない。以下、各信号の特徴波長を分離させるために必要な独立性の概念を説明する。

図６は測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃで全反射された光の特性Ｒ０（λ）、Ｒ１（λ）、Ｒ２（λ）と受光素子２０で検出される反射率特性Ｒｔ（λ）との関係を表わしている。受光素子２０で検出される反射率特性Ｒｔ（λ）は、各特性Ｒ０（λ）、Ｒ１（λ）、Ｒ２（λ）の反射率を掛け合わせたものとなるので、
Ｒｔ（λ）＝Ｒ０（λ）×Ｒ１（λ）×Ｒ２（λ）
となる。各測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃにおける特性が図６のＲ０（λ）、Ｒ１（λ）、Ｒ２（λ）のようであれば、受光素子２０で検出される特性は図６のＲｔ（λ）のようになる。

図７では、個々の特性Ｒ０（λ）、Ｒ１（λ）、Ｒ２（λ）で比較すれば各特徴波長λ０、λ１、λ２が充分に分離されているように見えるが、実際に受光素子２０で検出される分光特性Ｒｔ（λ）で見ると、各特徴波長λ０、λ１、λ２が十分に分離されているとはいえない。従って、表面プラズモン共鳴センサ１１の設計にあたっては、以下で一般化して説明する独立性の条件を満足する必要がある。

いま、特徴波長を短い側から順にλ０、λ１、λ２、…と表わすものとする。図８に示すように、特徴波長がλｍ、λｎ（λｎ＞λｍ；ｎ＝ｍ＋１、ｍは０又は正の整数）の隣り合った値を有する測定領域で全反射された光による特性を考える。隣り合った２つの特徴波長の差をΔＧ＝λｎ−λｍとする。さらに、それらの測定領域に抗原が結合したときの特徴波長をそれぞれλｍｓ、λｎｓとすれば、それぞれの波長シフトは、
Δλｍ＝λｍｓ−λｍ
Δλｎ＝λｎｓ−λｎ
となる。まず、隣り合う特徴波長が変化後にも重なり合わない条件（独立性の条件１）として、特徴波長が隣り合う任意の一組の分光特性について、
ΔＧ ＞ Δλｍ …（数１）
を満たさなければならない。

次に、精度良く検出するためには、受光素子２０で検出している特性の信号波形が崩れないようにする必要がある。いま、試料検出部１６内の測定領域の数をｋ＋１、光の波長をλとし、各測定領域における反射率をＲ０（λ）、Ｒ１（λ）、…、Ｒｋ（λ）とし、各測定領域に抗原が特異的に結合したときの反射率をＲ０ｓ（λ）、Ｒ１ｓ（λ）、Ｒ２ｓ（λ）、…、Ｒｋｓ（λ）とするとき、
Ｆｋ（λ）＝Ｒ０（λ）×Ｒ０ｓ（λ）×Ｒ１（λ）×Ｒ１ｓ（λ）
×…×Ｒｋ（λ）×Ｒｋｓ（λ）
＝ΠＲｊ（λ）×ΠＲｊｓ（λ）
（但し、積は、いずれもｊ＝０からｊ＝ｋまで）
という関数を定義する。ここでΠＲｊ（λ）は、いずれの測定領域にも抗原が結合していない時に受光素子２０で計測される信号の特性であり、ΠＲｊｓ（λ）は、すべての測定領域に抗原が結合した時に受光素子２０で計測される信号の特性である。

独立性の条件２は、図８に示すような任意の隣り合う分光特性Ｒｍ（λ）、Ｒｎ（λ）を考えたとき、最小の波長間距離の中央波長
λｍｎ＝（λｍｓ＋λｎ）／２ …（数２）
の前後の波長λｍｎ＋Δλ＝λｘ（ただし、ここで用いたΔλはゼロでない任意の小さな値であって、λｘは変曲点λｍｎの近傍を表している。）における上記関数Ｆｋ（λ）の接線の傾きがゼロにならないことである。数式で表わせば、
｜ｄＦｋ（λｘ）／ｄλｘ｜＞０ …（数３）
となることである。これは簡単にいうと、変曲点λｍｎを含む領域でＦｋ（λ）の２回微分がゼロでないということである。なお、この｜ｄＦｋ（λｘ）／ｄλｘ｜の値は大きければ大きいほどよい。
また、上記（数２）は波形が左右対称で、最小の波長間距離の中央波長が変曲点であるときに利用できるが、それ以外の場合（波形が左右対称ではないとき）は（数２）を利用できない。波形が左右対称でない場合は、２回微分がゼロではないことが条件となる。

あるいは、独立性の条件２は、抗原が付着した後の任意の分光特性の極小値Ｒｉｓ（λｉｓ）が、上記（数２）で定義される任意のλｍｎにおけるＦｋ（λ）／Ｒｉ（λ）の値よりも小さく、
Ｒｉｓ（λｉｓ）＜ Ｆｋ（λｍｎ）／Ｒｉ（λｍｎ） …（数４）
を満たすことである。ここでｉは任意の分光特性を表わす指標でｉ＝０、…、ｋであり、ｍ及びｎは隣接する任意の分光特性を表わす指標であり、Ｒｉｓ（λｉｓ）は抗原が付着した後の分光特性Ｒｉｓ（λ）の特徴波長λｉｓにおける値であり、Ｒｉ（λ）はＲｉｓ（λ）の抗原が結合する前の分光特性である。表面プラズモン共鳴センサ１１の製作時の位置精度や投光部１８から出射される光の広がりなどを考慮すると、上記（数４）の右辺の値は左辺の値の１０％以上大きいことが望ましい。

よって、各測定領域における誘電体層の厚みを決定するに当たっては、上記（数１）の独立性条件と、上記（数３）と上記（数４）のうち少なくとも一方の独立性条件とを満たすように留意しなければならない。

また通常は、透明基板１２としては、ガラス若しくはＰＭＭＡが用いられ、金属層１３としては、Ａｕが用いられ、誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃとしては、Ｔａ_２Ｏ_５若しくはＰＭＭＡやポリカーボネイトが用いられる。その場合、通常の生体分子が付着したときには、信号の特徴波長は約５０ｎｍシフトする。よって、各信号の特徴波長の間隔ΔＧは１００ｎｍ以上となるようにすれば、精度良く信号の特徴波長を検出することができる。

また、受光素子２０は全特徴波長をカバーする必要がある。すなわち、少なくとも波長λ０〜λｋｓまでの光を必要な分解能で受光できるサイズ及びセル数の受光素子２０が必要となる。

図９、図１０及び図１１はシミュレーション結果を表わしている。図９及び図１０においては、透明基板をＰＭＭＡと想定してその屈折率を１.４９２とし、金属層を厚み５０ｎｍのＡｕ薄膜とし、金属層への光の入射角を７５°とした。そして、測定領域の数を７とし、各測定領域にはＴｉ_２Ｏ_５によって厚みｔが０ｎｍ（誘電体層なし）、５ｎｍ、１０ｎｍ、１５ｎｍ、２０ｎｍ、２５ｎｍ及び３０ｎｍの誘電体層を形成した。図９は各測定領域に抗原が結合する前の状態における反射率特性と、そのときの受光素子で検出される全体の特性を表わしている。また、図１０は各測定領域に抗原が結合する前と後の特性の変化を表わしており、実線で表わした特性が抗原が結合する前の特性（図９と同じ特性）であり、破線が抗原が結合した後の特性を表わしている。ここで、抗原の大きさを１０ｎｍと仮定し、抗原が結合したときの測定領域の屈折率を仮に１.５７とした。このように誘電体層の厚みｔの差が５ｎｍしか無い場合には、図９に示すように抗原が結合する前の隣り合った特徴波長の差ΔＧが充分でないため、図１０に示すように、抗原が結合した後の特性の特徴波長が長波長側で隣接する抗原結合前の特性の特徴波長と極めて接近しており、信号の独立性が失われている。

一方、図１１は、誘電体層の厚みｔを０ｎｍ、１０ｎｍ、２０ｎｍとして３つの測定領域を形成した場合であり、実線で表わした特性が抗原が結合する前の特性であり、破線が抗原が結合した後の特性を表わしている。この場合には、抗原が結合する前の特性において隣り合った特徴波長の差ΔＧが充分であるので、抗原が結合した後の特性の特徴波長が長波長側で隣接する抗原結合前の特性の特徴波長から十分に離れている。

以上の考察に基づけば、各測定領域の誘電体層の厚みｔは互いに１０ｎｍ以上異なっていることが望ましい。受光素子２０の検知可能な波長域を５００ｎｍ〜１０００ｎｍであるとすれば、測定領域の数は３となるので、測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃの各誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃの厚みｔは、それぞれ０ｎｍ、１０ｎｍ、２０ｎｍとすればよい。

次に、厚みの異なる誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃを金属層１３の上面に形成する方法を図１２により説明する。この方法は、スタンパを用いて誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃを複製する方法である。スタンパ２８には、作製しようとする誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃと同じ形状の凹部が予め形成されている。誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃの作製にあたっては、透明基板１２上の金属層１３の上面に誘電体樹脂材料２９を塗布しておき、図１２（ａ）に示すように、スタンパ２８で誘電体樹脂材料２９を上から押さえ、金属層１３とスタンパ２８の間に誘電体樹脂材料２９を挟み込んで成形する。誘電体樹脂材料２９が硬化した後、スタンパ２８を剥離させると、図１２（ｂ）に示すように、金属層１３の上面には誘電体樹脂材料２９によって誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃの形状が形成される。ついで、誘電体樹脂材料２９をウェットエッチング又はドライエッチングすることにより、誘電体樹脂材料２９の不要部分を除去すれば、図１２（ｃ）に示すように、誘電体樹脂材料２９による誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃが形成される。

このようにしてスタンパ２８によって誘電体樹脂材料２９（特に紫外線硬化型樹脂）を成形する方法によれば、微細な誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃを精度良く作製することができるので、測定領域の高密度化、もしくは表面プラズモン共鳴センサ１１の小型化を図ることができる。

（実施形態２）
図１３（ａ）は本発明の実施形態２による表面プラズモン共鳴センサ３１を示す概略図、図１３（ｂ）はその試料検出部１６を拡大した図である。実施形態１では、測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃの外側の領域においても金属層１３が形成されていたが、実施形態２の表面プラズモン共鳴センサ３１では、測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃの外側の領域においては金属層１３を設けておらず、誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃから金属層１３が露出していない。従って、測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃの外側の領域では透明基板１２が露出しているので、測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃ以外の領域に親水処理又は疎水処理を施すことができる。その結果、測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃ以外の領域に抗原が付着するのを防止することができ、不必要に固定された抗原による信号ノイズを低減させることができ、測定精度を向上させることできる。

図１４は実施形態２における測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃの作製を方法を示す図である。図１４（ａ）〜（ｃ）は、実施形態１の図１２（ａ）〜（ｃ）と同じ工程である。実施形態２の場合には、図１４（ｄ）に示す最後の工程でパターニングされた誘電体樹脂材料２９をマスクとして金属層１３をドライエッチング又はウェットエッチングし、誘電体樹脂材料２９（すなわち、誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃ）から露出した金属層１３を除去する。

（実施形態３）
図１５は本発明の実施形態３による表面プラズモン共鳴センサ４１を示す正面図である。また、図１６（ａ）は表面プラズモン共鳴センサ４１における試料検出部１６の拡大図、図１６（ｂ）及び（ｃ）は金属層１３の上面に形成された試料検出部１６の側面図及び平面図である。実施形態３の表面プラズモン共鳴センサ４１にあっては、複数の測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃからなる試料検出部１６を縦横に配列している（図示例では、縦方向に３個、幅方向に４個配列している。）。また、図１７は受光素子２０のアレイを示す平面図であって、複数の受光素子２０が各試料検出部１６に対応するように縦横に配置されている。

しかして、図１５に示すように、各試料検出部１６で反射された光Ｌの分光特性は、各受光素子２０によって独立して検知されるので、実施形態３の表面プラズモン共鳴センサ４１では非常に多くの検査（図示例では、３×１２＝３６種類の検査）を一度に行なうことができ、検査効率が非常に高くなる。但し、試料検出部１６の縦横の配列数や配列の仕方は、図示のものに限定されない。

なお、この実施形態においても、図１８に示す表面プラズモン共鳴センサ５１のように、測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃ以外の領域では金属層１３を除去し、誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃから金属層１３が露出しないようにすれば、測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃ以外の領域に親水処理又は疎水処理を施して抗原が付着するのを防止できる。

（実施形態４）
図１９は、本発明の実施形態４による表面プラズモン共鳴センサ６１を示す斜視図であり、図２０はその側面図である。実施形態４の表面プラズモン共鳴センサ６１は、マルチモード型の光導波路を用いた光導波路型の表面プラズモン共鳴センサである。

この表面プラズモン共鳴センサ６１においては、透明なプラスチックからなるクラッド６２の溝内に、クラッド６２よりも屈折率が大きくて透明なプラスチックからなるコア６３が１本形成されている。コア６３の上面には金属層１３（金属薄膜）が形成されている。金属層１３は、真空蒸着やスパッタによってコア６３の上面に形成したＡｕ、Ａｇ、Ｃｕ等によって形成されている。

金属層１３の上面には、複数の測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃからなる試料検出部１６が形成されている。試料検出部１６を構成する各測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃは、互いに隙間２３をあけて一列に配列されている。測定領域１５ａでは、金属層１３の上面に誘電体層１４ａが形成されており、誘電体層１４ａの上に抗体２２ａを固定化している。測定領域１５ｂでは、金属層１３の上面に測定領域１５ａの誘電体層１４ａと異なる厚みの誘電体層１４ｂが形成されており、当該誘電体層１４ｂの上には測定領域１５ａと異なる抗体２２ｂを固定化している。さらに、測定領域１５ｃでは、金属層１３の上面に誘電体層１４ａ及び１４ｂと異なる厚みの誘電体層１４ｃが形成されており、当該誘電体層１４ｃの上には測定領域１５ａ及び１５ｂと異なる抗体２２ｃが固定化されている。なお、測定領域は、図示例では３つの測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃを示しているが、２つ又は４つ以上であってもよい。また、各誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃは異なる厚みを有していればよく、いずれかの誘電体層（例えば、誘電体層１４ａ）の厚みはゼロ（つまり、誘電体層が設けられていない。）であってもよい。これらの誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃは、Ｔａ_２Ｏ_５やＴｉＯ_２等の高誘電率材料、もしくはＰＭＭＡやポリカーボネイトなどの高屈折率の誘電体樹脂材料からなる。

このようにして金属層１３の上に誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃが形成された領域（いずれか１つの測定領域では誘電体層がなくてもよい。）の一つ一つが測定領域１５ａ、１５ｂ、…となっており、誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃの厚み（厚みがゼロを含む。）の異なる各測定領域１５ａ、１５ｂ、…が集まって１つの試料検出部１６を構成している。

コア６３の一方の端面には、白色光を出射する白色光源や、所定の複数波長域の光を出射する多重波長光源などの投光部１８が配置されている。投光部１８は発光ダイオード（ＬＥＤ）や半導体レーザー素子（ＬＤ）、ハロゲンランプなどの光源２５と、光源２５から投射された光を金属層１３と平行又は垂直な方向の直線偏光に変換する偏光子２６と、投光部１８から出射する光をコリメート化して所定の角度で出射させるためのコリメート光学系２７とを有している。また、コア６３の他方端部の上面には分光手段１９が密着するように設置されており、その上方に受光素子２０が配置されている。分光手段１９はコア６３と屈折率がほぼ等しい材料、望ましくはコア６３と同じ材料であることが望ましい。そうすることで、光Ｌがコア６３の上面と分光手段１９との間の界面で全反射することなく、分光手段１９に入射する。

また、分光手段１９の界面における光Ｌの全反射を防止する方法としては、図２１に示すように、分光手段１９を設置するコア６３の上面を傾斜させてもよい。コア６３の上面は、分光手段１９の界面に入射する光Ｌの入射角が小さくなる向きに傾斜させればよい。このようにすることにより、コア６３内を導光してきた光Ｌが、全反射することなく分光手段１９に入射する。なお、このような方法は実施形態１に限らず、以下に説明する他の実施形態の光導波路型表面プラズモン共鳴センサにも適用することができる。

分光手段１９は、透明基板１２と金属層１３との界面で全反射した後、導光してきた光Ｌを分光させるためのものであって、回折格子からなる。受光素子２０は、分光された各波長の光を受光する複数の受光領域２１（受光セル）を有するものであって、１次元フォトダイオードアレイなどが用いられる。

しかして、この表面プラズモン共鳴センサ６１においては、投光部１８から出射された光Ｌ（偏光）は一方端面からコア６３内に入射し、コア６３内で全反射を繰り返しながら導光して試料検出部１６に斜めに入射する。そして、試料検出部１６において金属層１３とコア６３との界面で全反射された光Ｌは、コア６３内を導光してコア６３の端部上面に達し、分光手段１９から外部へ出射する。分光手段１９を透過した光Ｌは、分光手段１９によって各波長毎の光に分光される。分光手段１９で分光された各波長の光は、波長毎に異なる方向へ出射されて受光素子２０によって受光される。受光素子２０の各受光領域２１は、分光手段１９の分光方向に沿って配列されており、各受光領域２１が異なる波長の光を受光する。よって、各受光領域２１の受光量から、試料検出部１６で反射された光の分光特性を得ることができる。

なお、各測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃは互いに一定の距離を置いて配置されているので、各測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃで全反射された光が分光手段１９に入射する位置もわずかにずれており、分光された光も波長が同じでも光線位置がわずかにずれている。しかしながら、測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃのサイズは、受光素子２０に配列されている各受光領域２１のサイズに比べて充分に小さく、また、分光手段１９と受光素子２０との間に充分な距離をとることによって異なる波長の光を充分に分離させることができるので、異なる測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃで全反射された光であっても同じ波長（域）の光は同一の受光領域２１で受光される。

この実施形態４の表面プラズモン共鳴センサ６１における測定原理は、実施形態１のブロック型の表面プラズモン共鳴センサ１１において説明したのと同様であるので、詳細な説明は省略する。実施形態４の表面プラズモン共鳴センサ６１においても、それぞれの測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃにおいては厚みの異なる誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃの上にそれぞれ異なる抗体２２ａ、２２ｂ、２２ｃを固定している。そのため、各測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃからの信号の特徴波長は各測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃ毎に異なる波長シフト量だけシフトし、互いに分離する。そして各測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃからの信号が混色せず、各信号の特徴波長λ０、λ１、λ２を精度良く切り分けることが可能になり、複数の検査を一度に行えるようになる。よって、測定領域をアレイ化して複数の検査を効率よく一度に行なうことができ、小型化が可能で安価なバルク型の表面プラズモン共鳴センサ６１を作製することができる。しかも、このような表面プラズモン共鳴センサ６１によれば、受光素子としてＣＣＤを用いる必要がないので、画像処理も不要になり、分析に要する時間も短縮することができる。

ただし、実施形態４の表面プラズモン共鳴センサ６１においても、実施形態１の表面プラズモン共鳴センサ１１と同様に、実施形態１で説明した独立性の条件を満たしていることが望ましい。よって、実施形態４の場合においても、各誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃの厚みは互いに１０ｎｍ以上異なっていることが望ましい。従って、ブロック型の表面プラズモン共鳴センサにおいて述べたのと同様に、受光素子２０の検知可能な波長域を５００ｎｍ〜１０００ｎｍとすれば、測定領域の数は３となるので、測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃの各誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃの厚みｔは、それぞれ０ｎｍ、１０ｎｍ、２０ｎｍとすればよい。

また、光導波路型の表面プラズモン共鳴センサ６１の場合には、感度の良好な信号を得るためには、コア６３内を導光する光の全光束が個々の測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃに照射されなければならない。そのためには、図２２に示す測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃの長さＤがコア６３内を導光する光Ｌの１周期Ｐよりも長くなければならない。コア６３内を導光する光Ｌの入射角（導光角度）をθ、コア６３の厚みをＴとすれば、コア６３内を導光する光Ｌの１周期Ｐは、図２２から分かるように、
Ｐ＝２×Ｔ×tanθ
と表わされる。よって、上記条件は、
Ｄ ＞ ２Ｔtanθ
となる。

従って、投光部１８のコリメート光学系２７は、投光部１８から出射する光をコリメート化すると共に、コア６３内における導光角度θが所定角度となるように調整すればよい。しかし、光導波路型の場合には、コア６３の材料による波長の違いに対する屈折率の違いにより、導光する光の角度が異なる。その場合には、コリメート光学系２７（光路変換手段）によって波長毎に光の角度を変え、コア６３に入射したときに全波長で導光角度が同じになるようにしてもよい。

また、コア６３の厚みＴは、通常のマルチモード型光導波路におけるコア厚みである数十μｍ〜数百μｍに設定するのが望ましいが、コア６３の厚みＴがあまり大きくなると、測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃの長さＤ（＞２Ｔtanθ）が大きくなるため、コア６３の厚みＴは数十μｍが望ましい。

例えば、コア６３内における光Ｌの入射角を７５°、コア６３の厚みを５０μｍとすると、各測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃの長さＤは約４００μｍとなる。よって、１本のコア６３に３つの測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃを並べて設ける場合には、コア６３の長さは１２００μｍ以上となる。

また通常は、コア６３としてはＰＭＭＡが用いられ、金属層１３としてはＡｕが用いられ、誘電体層１４ａ、１４ｂ、１４ｃとしてはＴａ_２Ｏ_５若しくはＰＭＭＡやポリカーボネイトが用いられる。その場合、通常の生体分子が結合したときには、信号の特徴波長は約５０ｎｍシフトする。よって、各信号の特徴波長の間隔は１００ｎｍ以上となるようにすれば、精度良く信号の特徴波長を検出することができる。

また、受光素子２０は全特徴波長をカバーする必要がある。すなわち、少なくとも波長λ０〜λｋｓまでの光を必要な分解能で受光できるサイズ及びセル数の受光素子２０が必要となる。

次に、投光部１８から出射する光の拡がりの影響について述べる。図２３は、コアがＰＭＭＡであると想定してその屈折率を１.４９２とし、Ａｕからなる金属層の厚みを５０ｎｍとし、その上に屈折率が２.１のＴａ_２Ｏ_５からなる厚み０ｎｍと１０ｎｍの誘電体層を形成した光導波路型の表面プラズモン共鳴センサにおける特性をシミュレーションした結果を表わしている。図２３における特性Ｃ１、Ｃ２及びＣ３は、厚み０ｎｍの誘電体層（抗体だけが固定化されていて抗原は結合していない）にそれぞれ入射角７３°、７５°、７７°で光が入射した時の特性を表わしている。また、図２３における特性Ｃ１ｓ、Ｃ２ｓ及びＣ３ｓは、仮に１０ｎｍの大きさの抗原が抗体に結合して表面の屈折率が１.５７になった厚み０ｎｍの誘電体層にそれぞれ入射角７３°、７５°、７７°で光が入射した時の特性を表わしている。

同様に、図２３における特性Ｃ４、Ｃ５及びＣ６は、厚み１０ｎｍの誘電体層（抗体だけが固定化されていて抗原は結合していない）にそれぞれ入射角７３°、７５°、７７°で光が入射した時の特性を表わしている。また、図２３における特性Ｃ４ｓ、Ｃ５ｓ及びＣ６ｓは、仮に１０ｎｍの大きさの抗原が抗体に結合して表面の屈折率が１.５７になった厚み１０ｎｍの誘電体層にそれぞれ入射角７３°、７５°、７７°で光が入射した時の特性を表わしている。

よって、厚み０ｎｍの誘電体層に入射角が７５°±２°の拡がりをもって入射したときの、抗原結合前の特性は特性Ｃ１、Ｃ２及びＣ３の合成としてＣ１-３となり、抗原結合後の特性は特性Ｃ１ｓ、Ｃ２ｓ及びＣ３ｓの合成としてＣ１-３ｓとなる。同様に、厚み１０ｎｍの誘電体層に入射角が７５°±２°の拡がりをもって入射したときの、抗原結合前の特性は特性Ｃ４、Ｃ５及びＣ６の合成としてＣ４-６となり、抗原結合後の特性は特性Ｃ４ｓ、Ｃ５ｓ及びＣ６ｓの合成としてＣ４-６ｓとなる。

図２３のシミュレーション結果によれば、±２°の拡がりを持った光を厚みの差が１０ｎｍの誘電体層に投射した場合には、各特性Ｃ１-３、Ｃ１-３ｓ、Ｃ４-６、Ｃ４-６ｓの特徴波長（域）はかなり拡がる。その結果、抗原結合前の特性Ｃ１-３、Ｃ４-６と抗原結合後の特性Ｃ１-３ｓ、Ｃ４-６ｓとがそれぞれ重なり合い、測定が困難となる。また、厚みの異なる誘電体層による特性Ｃ１-３ｓとＣ４-６も重なり合うので、測定が困難になる。

次に、光の拡がりを±２°とし、誘電体層の厚みの差を１５ｎｍとした場合のシミュレーション結果を説明する。図２４は、コアがＰＭＭＡであると想定してその屈折率を１.４９２とし、Ａｕからなる金属層の厚みを５０ｎｍとし、その上に屈折率が２.１のＴａ_２Ｏ_５からなる厚み０ｎｍと１５ｎｍの誘電体層を形成した光導波路型の表面プラズモン共鳴センサにおける特性をシミュレーションした結果を表わしている。図２４における特性Ｃ１、Ｃ２及びＣ３は、厚み０ｎｍの誘電体層（抗体だけが固定化されていて抗原は結合していない）にそれぞれ入射角７３°、７５°、７７°で光が入射した時の特性を表わしている。また、図２４における特性Ｃ１ｓ、Ｃ２ｓ及びＣ３ｓは、仮に１０ｎｍの大きさの抗原が抗体に結合して表面の屈折率が１.５７になった厚み０ｎｍの誘電体層にそれぞれ入射角７３°、７５°、７７°で光が入射した時の特性を表わしている。

同様に、図２４における特性Ｃ７、Ｃ８及びＣ９は、厚み１５ｎｍの誘電体層（抗体だけが固定化されていて抗原は結合していない）にそれぞれ入射角７３°、７５°、７７°で光が入射した時の特性を表わしている。また、図２４における特性Ｃ７ｓ、Ｃ８ｓ及びＣ９ｓは、仮に１０ｎｍの大きさの抗原が抗体に結合して表面の屈折率が１.５７になった厚み１５ｎｍの誘電体層にそれぞれ入射角７３°、７５°、７７°で光が入射した時の特性を表わしている。

図２４のシミュレーション結果によれば、±２°の拡がりを持った光を厚みの差が１５ｎｍの誘電体層に投射した場合には、厚みの異なる誘電体層による特性Ｃ１〜Ｃ３、Ｃ１ｓ〜Ｃ３ｓとＣ７〜Ｃ９、Ｃ７ｓ〜Ｃ９ｓとの重なりはなくなった。しかし、反応前の特性と反応後の特性（例えば、Ｃ３とＣ１ｓやＣ９とＣ８ｓなど）が重なり合っているため、測定が困難である。ただし、投光部１８から出射される光の強度分布が正面方向を中心として正規分布になっている場合には、信号の幅が大きくなり、感度は下がるが、センシングできる可能性がある。

次に、光の拡がりを±１°とし、誘電体層の厚みの差を１５ｎｍとした場合のシミュレーション結果を説明する。図２５は、コアがＰＭＭＡであると想定してその屈折率を１.４９２とし、Ａｕからなる金属層の厚みを５０ｎｍとし、その上に屈折率が２.１のＴａ_２Ｏ_５からなる厚み０ｎｍと１５ｎｍの誘電体層を形成した光導波路型の表面プラズモン共鳴センサにおける特性をシミュレーションした結果を表わしている。図２５における特性Ｄ１、Ｄ２及びＤ３は、厚み０ｎｍの誘電体層（抗体だけが固定化されていて抗原は結合していない）にそれぞれ入射角７４°、７５°、７６°で光が入射した時の特性を表わしている。また、図２５における特性Ｄ１ｓ、Ｄ２ｓ及びＤ３ｓは、仮に１０ｎｍの大きさの抗原が抗体に結合して表面の屈折率が１.５７になった厚み０ｎｍの誘電体層にそれぞれ入射角７４°、７５°、７６°で光が入射した時の特性を表わしている。

同様に、図２５における特性Ｄ４、Ｄ５及びＤ６は、厚み１５ｎｍの誘電体層（抗体だけが固定化されていて抗原は結合していない）にそれぞれ入射角７４°、７５°、７６°で光が入射した時の特性を表わしている。また、図２５における特性Ｄ４ｓ、Ｄ５ｓ及びＤ６ｓは、仮に１０ｎｍの大きさの抗原が抗体に結合して表面の屈折率が１.５７になった厚み１５ｎｍの誘電体層にそれぞれ入射角７４°、７５°、７６°で光が入射した時の特性を表わしている。

図２５のシミュレーション結果によれば、±１°の拡がりを持った光を厚みの差が１５ｎｍの誘電体層に投射した場合には、特徴波長の独立性が保たれ、測定が可能となる。

図２３〜図２５のシミュレーション結果によれば、投光部から出射される光が広がり角を持つ場合には、独立性を保つためには光の広がり角は±１°以下にすることが望ましい。また、誘電体層の厚みの差は１５ｎｍあるいはそれ以上にするのが望ましい。なお、受光素子の波長感度が５００〜１０００ｎｍであるとすれば、測定領域の数は２箇所となり、この場合には一方の測定領域をリファレンス用に用いることにより、測定時のバラツキを補正することができる。

（実施形態５）
図２６は本発明の実施形態５による表面プラズモン共鳴センサ７１を示す側面図である。実施形態４では、測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃの外側の領域においても金属層１３が形成されていたが、実施形態５の表面プラズモン共鳴センサ７１では、測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃの外側の領域においては金属層１３を設けていない。従って、測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃの外側の領域ではコア６３が露出しているので、測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃ以外の領域（クラッド６２及びコア６３上面）に親水処理又は疎水処理を施すことによって測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃ以外の領域に抗原が非特異的に結合するのを防止することができ、不要な抗原による信号ノイズを低減させることができ、測定精度を向上させることできる。

（実施形態６）
図２７は本発明の実施形態６による表面プラズモン共鳴センサ８１を示す斜視図、図２８はその平面図である。実施形態６の表面プラズモン共鳴センサ８１にあっては、複数本のコア６３を設け、複数の測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃからなる試料検出部１６と分光手段１９を各コア６３の上に配列させている。また、図示しないが、受光素子２０もコア６３の数に合わせて複数設けられている。

しかして、各試料検出部１６で反射された光Ｌの分光特性は、各受光素子２０によって独立して検知されるので、実施形態６の表面プラズモン共鳴センサ８１では多くの検査（図示例では、３×４＝１２種類の検査）を一度に行なうことができ、検査効率が非常に高くなる。但し、コア６３の本数や測定領域の数は、図示のものに限定されない。

なお、この実施形態においても、図２９に示す表面プラズモン共鳴センサ９１のように、測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃ以外の領域では金属層１３を除去するようにすれば、測定領域１５ａ、１５ｂ、１５ｃ外のコア６３等が露出した領域に親水処理又は疎水処理を施して抗原が非特異的に結合するのを防止できる。

（実施形態７）
図３０は本発明の実施形態７による表面プラズモン共鳴センサ１０１を示す側面図である。実施形態７の表面プラズモン共鳴センサ１０１にあっては、コア６３を導光した光をコア６３の投光部１８と反対側の端面から出射させると共に、当該端面に分光手段１９を設けておいて光Ｌを分光させ、分光手段１９側において垂直に配置した受光素子２０で信号を受光するようにしたものである。

（実施形態８）
図３１は本発明の実施形態８による表面プラズモン共鳴センサ１１１を示す側面図である。実施形態８の表面プラズモン共鳴センサ１１１は、受光素子２０を、コア６３の端部上面に設けた分光手段１９と一体化したものである。

なお、以上説明した各実施形態では、抗原−抗体反応を利用した例を示したが、本発明の実施形態は、抗原、抗体に限らず、ＤＮＡ、ＲＮＡ、タンパク質、糖鎖など、あらゆる生体分子の測定や観察に利用することができる。

（実施形態９）
図３２は本発明の表面プラズモン共鳴センサ１２２を用いた検査装置１２１の構成を示すブロック図である。この検査装置１２１は、検査対象に応じて、医療検査装置としても、化学物質検査装置としても用いられる。医療検査装置として用いる場合には、誘電体層の上にはある生体分子に特異的に結合する生体分子認識機能物質を固定化しておき、化学物質検査装置として用いる場合には、誘電体層の上に特定の化学物質と結合する化学物質認識機能物質を固定化しておけばよい。

この検査装置１２１においては、これまで述べたような表面プラズモン共鳴センサ１２２の構成以外に、試料を表面プラズモン共鳴センサ１２２に送るための構造を有している。すなわち、所定の生体分子認識機能物質等を固定化された表面プラズモン共鳴センサ１２２を準備した後、試料滴下部１２３に試料溶液を滴下する。すると、試料滴下部１２３に滴下された試料溶液はポンプ等の試料流れ制御部１２４によって表面プラズモン共鳴センサ１２２に一定の流速で供給され、表面プラズモン共鳴センサ１２２の各測定領域を通過した検査済の試料溶液は廃液処理部１２５へ送って回収される。

一方、表面プラズモン共鳴センサ１２２においては、投光部１８から測定領域に向けて光が出射され、測定領域で全反射された光は受光素子２０によって受光され、受光素子２０からは検査データが出力される。

表面プラズモン共鳴センサ１２２は、試料溶液の分光特性を検査データとしてデータ処理部１２６へ出力し、当該データは判定処理部１２８を通じて記憶装置１２７に保存されると共に判定処理部１２８による判定結果は外部の出力装置へ出力される。なお、記憶装置１２７及び判定処理部１２８は省略してもよい。

この検査装置１２１によれば、抗原−抗体反応などの他に、ＳＮＰ（単一性塩基多型）の解析、実験用マウスに投与した物質の代謝、吸収、排泄の経路または状態の確認、細胞内のイオン濃度測定、タンパク質の同定または機能解析などを行なうことができる。さらには、個人の健康状態を判別する健康診断や個人セキュリティのための検査などにも利用することができる。

１１ 表面プラズモン共鳴センサ
１２ 透明基板
１３ 金属層
１４ａ、１４ｂ、１４ｃ 誘電体層
１５ａ、１５ｂ、１５ｃ 測定領域
１６ 試料検出部
１７ プリズム
１８ 投光部
１９ 分光手段
２０ 受光素子
２１ 受光領域
２２ａ、２２ｂ、２２ｃ 抗体
２３ 隙間
２４ 抗原
２５ 光源
２６ 偏光子
２７ コリメート光学系
６１ 表面プラズモン共鳴センサ
６２ クラッド
６３ コア

Claims (17)

1. コアを形成された光導波路と、
   前記コア上に形成した試料検出部と、
   前記コア内を伝搬して前記試料検出部で反射された光を分光する分光手段とを備え、
   前記試料検出部は、前記コア上に所定の距離を置いて互いに離間した状態で配置された複数の金属層と、前記金属層のそれぞれの上に形成された誘電体層で構成され、
   複数の前記誘電体層のうち少なくとも一部が、互いに厚みが異なっており、
   前記誘電体層は、それぞれの下に位置する前記金属層と同じ面積を有していて、前記誘電体層の周囲に前記金属層が露出せず、かつ、前記コアの上面が露出しており、
   前記分光手段は、前記光導波路に一体的に設けられていることを特徴とする、表面プラズモン共鳴センサ用チップ。
2. 前記各誘電体層の前記コア長さ方向における長さＤが、
   Ｄ ≧ ２×Ｔ×tanθ
   但し、Ｔは前記コアの厚み
   θはコア内を伝播する光の前記試料検出部への入射角
   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用チップ。
3. 前記分光手段で分光された異なる波長の光を受光する複数の受光領域を有する受光素子が、前記光導波路に一体的に設けられてい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用チップ。
4. 前記光導波路が前記コアを複数本形成され、各コア上にそれぞれ前記試料検出部が形成されてい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用チップ。
5. 前記各誘電体層に互いに異なる分子認識機能物質が固定されてい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用チップ。
6. 前記誘電体層の厚みが互いに１０ｎｍ以上異なってい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用チップ。
7. 前記金属層は、Ａｕ、Ａｇ又はＣｕからな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用チップ。
8. 前記誘電体層が、高誘電率材料からな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用チップ。
9. 前記誘電体層が、Ｔａ_２Ｏ_５又はＴｉＯ_２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用チップ。
10. 前記誘電体層が、高屈折率の樹脂であることを特徴とする、請求項９に記載の表面プラズモン共鳴センサ用チップ。
11. 請求項１に記載の表面プラズモン共鳴センサ用チップと、
    前記コアの一端面側に設けた光源と、
    前記光源と前記コアの間に設けられた光路変換手段と、
    受光素子とからなり、
    前記光源から出射された光は前記光路変換手段によって所定の角度に揃えられて前記コア内に導入され、
    前記コア内を伝播した光は前記試料検出部で反射され、
    前記コアから出た光は前記分光手段によって分光され、
    分光された光は前記受光素子で受光されることを特徴とする、表面プラズモン共鳴センサ。
12. 前記光源が、白色光源又は多重波長光源であることを特徴とする、請求項１１に記載の表面プラズモン共鳴センサ。
13. 前記各誘電体層が配置された領域における前記基板と前記金属層との界面において反射された光の特徴波長が互いに１００ｎｍ以上離れていることを特徴とする、請求項１１に記載の表面プラズモン共鳴センサ。
14. 請求項１に記載の表面プラズモン共鳴センサ用チップを作製するための方法であって、
    前記金属層の上に供給した誘電体樹脂材料を、深さの異なる複数の凹部を形成した金型で押圧することにより、前記誘電体樹脂材料によって厚みの異なる複数の誘電体層を形成することを特徴とする、表面プラズモン共鳴センサ用チップの作製方法。
15. 請求項１に記載の表面プラズモン共鳴センサ用チップを作製するための方法であって、
    前記金属層の上に供給した誘電体樹脂材料を、深さの異なる複数の凹部を形成した金型で押圧することにより、前記誘電体樹脂材料によって厚みの異なる複数の誘電体層を形成する工程と、
    前記誘電体層から露出した金属層をエッチングにより除去する工程と、
    を備えたことを特徴とする、表面プラズモン共鳴センサ用チップの作製方法。
16. 特定の生体分子と結合する生体分子認識機能物質を前記誘電体層の上に固定した、請求項１１に記載の表面プラズモン共鳴センサと、前記表面プラズモン共鳴センサにより得られた測定光の波長スペクトルに基づいて検査結果の解析を行なう手段とを備えた医療検査装置。
17. 特定の化学物質と結合する化学物質認識機能物質を前記誘電体層の上に固定した、請求項１１に記載の表面プラズモン共鳴センサと、前記表面プラズモン共鳴センサにより得られた測定光の波長スペクトルに基づいて検査結果の解析を行なう手段とを備えた化学物質検査装置。

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