JP6483834B2 - 傾斜入射構造、プリズム入射型、シリコン基盤の液浸微細流路測定装置及び測定方法 - Google Patents

傾斜入射構造、プリズム入射型、シリコン基盤の液浸微細流路測定装置及び測定方法 Download PDF

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Description

液浸微細流路の環境下で反射率法及びエリプソメトリー法の測定を用いたバイオ物質などの分子の接合特性及び緩衝溶液の屈折率の測定方法における傾斜入射構造に関する。より詳しくは、プリズムの底面と台形の微細流路に取り付けられた基板を傾けることで、プリズムと媒質の界面で反射した光を効率よく除去し、微細流路界面の散乱を最小化して、高感度測定が可能な測定装置及びこれを用いた測定方法に関する。
反射率法(Reflectometry)とエリプソメトリー法(Ellipsometry)は、サンプル表面で反射した反射光の反射率変化又は偏光状態を測定し、その測定値を分析することで、サンプルの厚みや光学的物性を求める光分析技術である。
これを用いた計測装備として、反射計(Reflectometer)とエリプソメータがある。これらは、半導体産業のナノ薄膜製造工程において、様々なナノオーダーの薄膜厚みと物性を評価することに活用されている。また、バイオ産業にその活用範囲を広げて、タンパク質、ＤＮＡ、ウイルス、新薬物質などのようなバイオ物質の界面分析に応用しようとする努力が続けている。
従来の反射計は、数ナノメートル(nm)以上の大きさを有するナノ薄膜の厚みと物性を評価するには十分であるが、約１〜０.００１nmの感度を要する低分子バイオ物質を分析することに当たり、測定感度が低いため、信頼性が低下するという問題点がある。一方、反射計と比較して、エリプソメータは、０.０１nm以下の測定感度を有し、特に、高屈折率の半導体基板上の半導体に比べて、相対的に低屈折率の酸化膜の厚み測定のように屈折率対比が大きい条件で高い測定感度を有する。
しかし、エリプソメータは、低分子バイオ物質を分析するために、感度が向上した測定方法を要する。
バイオ物質の分析において、測定感度を改善するための従来技術として、反射率法と表面プラズモン共鳴(SPR;Surface Plasmon Resonance)との技術が混合した形態の表面プラズモン共鳴センサ(以下、‘ＳＰＲセンサ'という)がある。
表面プラズモン共鳴(ＳＰＲ)現象とは、光波によって金属表面に存在する電子が励起されて、表面の縦方向(normal)に集団振動(collective vibration)し、この時、光エネルギが吸収されることを言う。ＳＰＲセンサは、光の偏光特性に敏感な表面プラズモン共鳴現象を用いて、金属表面に接するナノ薄膜の厚み及び屈折率変化を測定するだけでなく、バイオ物質の吸着濃度の変化を、蛍光物質を使わない非標的方式(non-labeling)でリアルタイムに測定可能であると知られている。
ＳＰＲセンサは、その構造において、ガラスなどの材質に数十ナノメートルの金属薄膜を塗布し、その上に、生体物質が接合可能なセンサを作り、緩衝溶液に溶け込んでいるサンプルがセンサに接合することになると、共鳴角が変わる原理を用いたものであって、共鳴角は、反射率測定により行われる。ＳＰＲセンサに光が入射すると、ガラス材質が入射媒質となり、生体物質が接合する薄膜層を通し、最終的に緩衝溶液が基板となる。
このような構造において、測定しようとするサンプルの接合による生体薄膜層の変化と同様に、基板物質に該当する緩衝溶液の屈折率が、共鳴角の移動に直接影響する。そこで、純粋な接合動特性だけを測定するためには、緩衝溶液の屈折率を独立に測定して補正しなければならない。
緩衝溶液の屈折率変化を補正し、サンプルと緩衝溶液の間の拡散による誤差を防止するために、精度良いバルブ装置と空気注入装置、２以上のチャンネルを用いて屈折率変化を補正し、１つのチャンネルを基準チャンネルとして用いる方法が使われている。しかし、緩衝溶液の屈折率変化によるＳＰＲ角の変化と、純粋な吸着及び解離特性によるＳＰＲ角の変化とを区分し難く、常に測定誤差要因として作用することがある。結果として、従来のＳＰＲセンサは、前記のような測定方法の限界により、低分子物質のように分子量の小さい物質の吸着及び解離特性の測定において、根本的な困難さがあった。
また、従来のＳＰＲセンサは、表面プラズモン共鳴のために、金(Au)、銀(Ag)のような貴金属の金属薄膜を用いるので、製造コストが高くなる。また、金属薄膜の場合、製作工程により表面照度にムラがあり、屈折率の偏差がひどく、不安定な光特性により、バイオ物質の定量的な測定が困難であり、基準チャンネルと相対的に比較すると、互いに異なる位置での異なる感度特性による誤差を発生するという不都合がある。
ＳＰＲセンサの不都合を改善するために、シリコンなどの基板物質上に生体物質の接合センサ層を形成し、液浸微細流路環境下で緩衝溶液を通し、基板物質で反射した光の振幅と位相を、p-波無反射条件でエリプソメトリー法により測定すると、測定された振幅が、緩衝溶液の屈折率変化に敏感ではなく、生体物質の接合動特性に敏感な信号を得ることができる。液浸微細流路環境下で基板物質に吸着する生体物質の接合特性を測定する場合、ＳＰＲ測定とは反対に、緩衝溶液が入射媒質となり、生体物質吸着層を通した光が、基板物質で反射することになる。
このような測定条件では、測定された楕円計測角が、緩衝溶液である入射媒質の屈折率変化には敏感ではなく、生体薄膜と基板物質の変化にだけ敏感な変化を示す。シリコンのような屈折率が安定な基板の場合、測定された楕円計測角Ψは、生体薄膜の変化にだけ敏感な信号を得られ、楕円計測角Δは、緩衝溶液の屈折率にだけ敏感な信号を示して、生体薄膜の厚みと緩衝溶液の屈折率を同時に測定することができる。しかし、プリズムのような平面入射構造と平行な基板を用いる場合、プリズムと緩衝溶液の界面で反射される光を除去し、基板で反射される光だけを使用しなければならない。サンプルの使用量を最小化するためには、プリズム表面と基板物質との間隔を減少すべきであるが、この場合、反射する２つの光が極めて近い距離に位置して分離が困難であり、測定誤差として働く。そこで、プリズムのような平面入射型構造において、プリズムと緩衝溶液の界面で反射される光と、センサを含む基板物質で反射される光とを区分するための新規な構造の測定方法が求められる。
図１は、ＳＰＲセンサの不都合を改善するために、シリコンなどの基板物質上に、センサ層を形成し、液浸微細流路環境下で、エリプソメトリー法により測定する従来技術の構成図である。図１に示しているように、従来技術による生体物質接合特性センサは、微細流路構造体１００と、基板１２０と、蓋体部１４０と、微細流路１５０と、サンプル注入部２００と、偏光発生部３００と、偏光検出部４００とを含む。従来技術による生体物質接合特性センサは、基板１２０又は誘電体薄膜１３０上に吸着層１６０を形成し、液浸微細流路１５０の環境が形成される。ここで、バイオ物質のサンプル１が溶解した緩衝溶液２１０を微細流路１５０に注入すると、吸着層１６０の表面に形成されたリガンド(ligand、２)の物質にバイオ物質が吸着して、所定厚みの吸着層を形成する。
そして、偏光発生部３００で発生した偏光入射光は、入射面１４２を介して、緩衝溶液２１０と基板１２０の界面に、p-波無反射条件を生じる角度に入射される。ここで、基板１２０で反射した反射光は、サンプル１の吸着層及び緩衝溶液の屈折率に関する光学データを含む。すなわち、サンプル１がリガンド２に吸着及び解離される過程で、吸着濃度、吸着層の厚み又は屈折率、緩衝溶液の屈折率のような分子吸着及び解離動特性(binding and dissociation kinetics)が変化し、これにより、測定された楕円計測角が変わることになる。そして、光学データを含む反射光は、緩衝溶液２１０と反射面１４４を通して、偏光検出部４００により検出される。ここで、偏光検出部４００は、反射光の偏光成分による変化、すなわち、楕円計測角を測定することで、サンプル１の分子吸着及び解離動特性と、緩衝溶液の屈折率を把握することができる。
図２には、サンプル３２が金属薄膜２０に吸着される過程を示す吸着曲線と、解離される過程を示す解離曲線とを示している。吸着率定数(association rate constant、ka)が大きいほど、バイオ物質が早く吸収されることを意味し、解離率定数(dissociation rate constant、kd)が小さいほど、バイオ物質が遅く解離されることを意味する。
すなわち、吸着率定数と解離率定数を測定することで、平衡状態の解離定数(KD=kd/ka)を求めることができる。例えば、発癌抑制剤として使用可能な低分子新薬候補物質が、発癌誘発因子を含むタンパク質に吸着又は脱着する特性を測定して、新薬として使用可能であるか否かを判断することができる。
以下、図３及び図４を参考して、従来技術の特性によるバイオ物質分析用センサの特徴及び限界について説明する。図３のようなプリズム入射構造を用いて光を入射する場合、θ２=７０.８５゜程度の傾斜角で界面に入射し、緩衝溶液の屈折率変化(０.０００２)により、プリズムから緩衝溶液に入射する場合、約−０.０２４゜の角度変化が示されている。p-波無反射条件は、θ２=７０.８５゜付近であり、緩衝溶液の屈折率変化による現在の角度は、０.０２４゜小さい７０.８２６゜に変わるので、図４におけるグラフΨ、△として示され、屈折率変化により、p-波無反射角度はほぼ変化しないので、０.２４゜小さい角度である７０.８２６゜でΨ、△の値を測定することになる。
図４において、緩衝溶液２１０の屈折率が互いに異なる場合の実線グラフは、緩衝溶液２１０の屈折率が１.３３３０であり、点線グラフは、緩衝溶液２１０の屈折率１.３３３２に該当する。プリズム構造を用いる場合、入射角の変化による測定結果は、図４でのように、Ψ値の変化は、垂直入射構造で小さい変化をより打消す方向に働いて、ほぼ変化が見られないことに対して、△値は、大きな変化を示している。すなわち、位相差に関する楕円計測定数△は、緩衝溶液の屈折率変化にだけ敏感な変化を示し、接合特性にはほぼ影響されないので、緩衝溶液の屈折率変化のみを高感度に測定することができるようになる。楕円計測定数△の変化は、薄膜物質の厚みが極めて小さくなるほど、極めて大きい変化を示し、屈折率変化を測定して、物質の物性や接合特性の変化を分析する応用研究に活用する場合、従来のＳＰＲ測定方法と比較して、超高感度の屈折率測定が可能な測定方法である。
連続的に供給される緩衝溶液とサンプルに用いられた溶媒とで屈折率が変わった緩衝溶液が微細流路を介してセンサに供給されると、純粋な接合動特性と、緩衝溶液の屈折率変化とを同時に測定することができる。
しかし、図３において、プリズムの底面と基板物質の間隔が小さい場合、プリズムと緩衝溶液の界面で反射した光と、基板物質で反射した光とを分離し難い。p-波無反射条件で測定するため、基板物質で反射した光の強さが、プリズムと緩衝溶液の界面で反射した光よりも相対的に弱くて、測定誤差が発生する不都合がある。
本発明は、前記のような問題点を解決するためになされたものであって、プリズムの底面と基板物質の間隔が小さい場合、プリズムと緩衝溶液の界面で反射した光と、基板物質で反射した光とを分離する測定装置及び測定方法を提供することである。特に、p-波無反射条件で測定するため、基板物質で反射した光の強さが、プリズムと緩衝溶液の界面で反射した光よりも相対的に弱くて、測定誤差が発生する不都合を解決する測定装置及び測定方法を提供することである。
本発明のその他の目的、特定のメリット、及び新規の特徴は、添付の図面について、以下の詳細な説明と好適な実施例から、より明確になるだろう。
上述した課題を実現するための本発明の一例に関する傾斜入射構造、プリズム入射型、シリコン基盤の液浸微細流路測定装置は、支持台と、支持台上に形成され、半導体又は誘電体からなる基板と、プリズム構造を有し、前記支持台上に設けられる蓋体部と、前記支持台の上部と前記蓋体部の下端のいずれか１つに形成される微細流路とを備える微細流路構造体と、微細流路にバイオ物質のサンプルを含む緩衝溶液を注入して、基板上にサンプルの吸着層を形成するサンプル注入部と、前記プリズムの入射面を介して偏光入射光を、p-波無反射条件を満たす入射角で前記吸着層に照射する偏光発生部と、前記吸着層及び前記基板の少なくとも１つで反射される第１の反射光が、前記プリズムの反射面を介して入射され、前記第１の反射光の偏光変化を検出する偏光検出部とを含み、前記基板の表面は、前記プリズムの底面と所定の傾斜角をなすように形成されることを特徴とする。
前記第１の反射光は、前記プリズムの底面で反射される光と互いに異なる方向に進行する。
前記偏光検出部は、前記第１の反射光と前記プリズムの底面で反射される光とを分離し検出する。
前記支持台の上面には、開口した貫通部が形成される。
前記貫通部は、台形形状からなり、前記貫通部の台形形状は、前記入射面の方向に位置した上辺が、前記反射面の方向に位置した下辺よりも小さい長さを有するように形成される。
前記入射光は、前記開口した貫通部を介して前記吸着層に照射され、前記台形形状は、前記入射光の一部の反射を遮断する。
前記台形形状の上辺は、上側が傾いた第１の傾斜部をなし、前記台形形状の下辺は、上側が傾いた第２の傾斜部をなす。
前記第１の傾斜部と前記第２の傾斜部との断面の幅は、先端に行くほど狭くなり、前記第１の傾斜部の先端は、前記第２の傾斜部の先端よりも下側に位置する。
前記貫通部の台形形状の上辺の上側には、前記緩衝溶液が前記微細流路に流入される流入路が形成され、前記貫通部の台形形状の下辺の下側には、流入された前記微細流路に前記緩衝溶液が排出される排出路が形成される。
前記傾斜角は、０゜〜１０゜の範囲である。
前記貫通部は、台形形状からなり、前記貫通部の台形形状は、前記入射面の方向に位置した上辺が、前記反射面の方向に位置した下辺よりも大きい長さを有するように形成される。
前記微細流路構造体は、更に、前記基板と前記吸着層の間に設けられる誘電体薄膜を含み、前記第１の反射光は、更に、前記誘電体薄膜で反射される光を含む。
また、本発明の一例に関する液浸微細流路測定装置は、支持台と、支持台上に形成され、半導体又は誘電体からなる基板と、平板構造を有し、前記支持台上に設けられる蓋体部と、前記支持台の上部と前記蓋体部の下端のいずれか１つに形成される微細流路とを備える微細流路構造体と、微細流路にバイオ物質のサンプルを含む緩衝溶液を注入して、基板上にサンプルの吸着層を形成するサンプル注入部と、前記平板の入射面を介して偏光入射光を、p-波無反射条件を満たす入射角で前記吸着層に照射する偏光発生部と、前記吸着層及び前記基板の少なくとも１つで反射される第１の反射光が、前記平板の反射面を介して入射され、前記第１の反射光の偏光変化を検出する偏光検出部とを含み、前記基板の表面は、前記平板の底面と所定の傾斜角をなすように形成されることを特徴とする。
更に、本発明の一例に関する微細流路構造体は、支持台と、支持台上に形成され、半導体又は誘電体からなる基板と、プリズム構造を有し、前記支持台上に設けられる蓋体部と、前記支持台の上部と前記蓋体部の下端のいずれか１つに形成される微細流路とを含み、前記微細流路にバイオ物質のサンプルを含む緩衝溶液を注入して、前記基板上にサンプルの吸着層を形成し、前記プリズムの入射面を介して偏光入射光を、p-波無反射条件を満たす入射角で前記吸着層に照射し、前記吸着層及び前記基板の少なくとも１つで反射される第１の反射光が、前記プリズムの反射面を介して出射され、前記基板の表面は、前記プリズムの底面と所定の傾斜角をなすように形成されることを特徴とする。
なお、本発明の一例に関する微細流路構造体は、支持台と、支持台上に形成され、半導体又は誘電体からなる基板と、平板構造を有し、前記支持台上に設けられる蓋体部と、前記支持台の上部と前記蓋体部の下端のいずれか１つに形成される微細流路とを含み、前記微細流路にバイオ物質のサンプルを含む緩衝溶液を注入して、前記基板上にサンプルの吸着層を形成し、前記平板の入射面を介して偏光入射光を、p-波無反射条件を満たす入射角で前記吸着層に照射し、前記吸着層及び前記基板の少なくとも１つで反射される第１の反射光が、前記平板の反射面を介して出射され、前記基板の表面は、前記平板の底面と所定の傾斜角をなすように形成されることを特徴とする。
また、本発明の一例に関する液浸微細流路測定方法は、サンプル注入部により、微細流路構造体の微細流路に、バイオ物質のサンプルを含む緩衝溶液を注入する第１のステップと、前記サンプルを前記微細流路構造体の基板に吸着することにより、吸着層を形成する第２のステップと、偏光発生部により光を偏光し、該当光を、前記微細流路構造体のプリズムの入射面を介して、p-波無反射条件を満たす入射角で、前記吸着層に入射させる第３のステップと、前記吸着層及び前記基板の少なくとも１つから反射される第１の反射光を、前記プリズムの反射面を介して入射させる第４のステップと、偏光検出部により、前記第１の反射光の偏光変化を検出する第５のステップとを含み、前記基板の表面は、前記プリズムの底面と所定の傾斜角をなすように形成されることを特徴とする。
更に、本発明の一例に関する液浸微細流路測定方法は、サンプル注入部により、微細流路構造体の微細流路に、バイオ物質のサンプルを含む緩衝溶液を注入する第１のステップと、前記サンプルを前記微細流路構造体の基板に吸着することにより、吸着層を形成する第２のステップと、偏光発生部により光を偏光し、該当光を、前記微細流路構造体の平板の入射面を介して、p-波無反射条件を満たす入射角で、前記吸着層に入射させる第３のステップと、前記吸着層及び前記基板の少なくとも１つから反射される第１の反射光を、前記平板の反射面を介して入射させる第４のステップと、偏光検出部により、前記第１の反射光の偏光変化を検出する第５のステップとを含み、前記基板の表面は、前記平板の底面と所定の傾斜角をなすように形成されることを特徴とする。
前記第１の反射光は、前記プリズムの底面で反射される光と互いに異なる方向に進行し、前記第５のステップにおいて、前記偏光検出部は、前記第１の反射光と、前記プリズムの底面で反射される光とを分離し検出する。
前記第５のステップは、更に、検光子により、前記第１の反射光を偏光するステップと、光検出器により、前記偏光された第１の反射光を検出し、所定の光学データを得るステップと、分析手段により、前記光学データに基づいて、エリプソメトリー法の位相差に関する楕円計測定数を求めて、前記緩衝溶液の屈折率を求め、振幅比に関する楕円計測定数を求めて、前記サンプルの吸着濃度と、吸着及び解離定数とを含む測定値を導出するステップとを含む。
本発明の傾斜入射構造、プリズム入射型、シリコン基盤の液浸微細流路測定装置及び測定方法によると、プリズムの底面と微細流路に取り付けられた基板とを傾けることで、プリズムと媒質の界面に取り付けられたセンサの微細流路構造で反射した散乱光の進行方向と異なり、基板物質で反射した信号だけを分離し検出するので、高感度測定を得られる。従来の測定方法では、プリズムと測定媒質の界面で反射した光が、基板物質で反射した光よりもエネルギーが大きく、分離し難くいため、測定誤差を生じ、分離のために絞りを用いる場合、屈折率変化により変化する他の角度に対して測定可能な測定範囲が制限されるという不都合があった。しかし、約２度だけ傾いて製作しても、プリズムと測定媒質の界面で反射した光と、基板物質で反射した光とを十分に分離することができる。
特に、台形形状の微細流路構造を用い、幅の狭い微細流路構造で光を入射させ、幅の広い微細流路構造で光が進行することで、幅の狭い微細流路構造が従来の絞りの役目を果たして、微細流路構造による二重の散乱を最小化することができる。そして、多チャンネル微細流路に製作し、シリンダレンズなどを用いることにより、広い面積の光を入射させ、簡便且つ高感度の多チャンネル微細流路の測定が可能である。
また、本発明の微細流路の構造体は、バイオ物質の分析に最適化したプリズム構造に結合した台形の微細流路を設け、多チャンネル又は多数の自己組織化単分子膜が形成された単チャンネルからなる。そこで、多チャンネルの微細流路にサンプルの濃度を変化させて注入するか、自己組織化単分子膜の吸着程度を異にするなど、様々な形態の実験条件を供することができ、バイオ物質の分析実験の効率性を向上することができる。
さらに、本発明は、液浸微細流路環境下において、非標的方式でバイオ物質を高感度に測定することができ、バイオ、医療、食品、環境など、様々な産業に広く活用することができる。
たとえ、本発明が、前記で言及した好適な実施例に関連して説明されているが、本発明の要旨を逸脱することなく、他の様々な修正及び変形が可能であることは、当業者であれば、容易に認識することができ、このような変更及び修正がいずれも、添付の請求の範囲に属することは自明である。
本明細書に添付される図面は、本発明の好適な１実施例を例示するものであり、発明の詳細な説明と共に、本発明の技術的思想をより理解させる役目を果たすので、本発明は、そのような図面に記載した事項に限定して解析してはいけない。
図１は、従来技術による生体物質接合特性測定センサを示す断面図である。 図２は、サンプルが金属薄膜に吸着及び解離される過程において、吸着濃度の変化を示す模式図である。 図３は、サンプルの吸着・解離過程により示されるサンプルに固有な吸着・解離動特性の変化と、緩衝溶液による屈折率の変化とが混在して示される従来技術の問題点を説明するための模式図である。 図４は、従来技術の生体物質接合特性測定センサを用いた生体物質の吸着と緩衝溶液の屈折率変化による楕円計測定数Ψ、△を測定したグラフである。 図５は、本発明の一実施例による傾斜入射構造、プリズム入射型、シリコン基盤の液浸微細流路測定装置の構成を示す断面図である。 図６ａは、本発明の一実施例による多チャンネル微細流路構造体の斜視図である。 図６ｂは、本発明の一実施例による多チャンネル微細流路構造体の分解斜視図である。 図７は、本発明の他の実施例による多チャンネル微細流路構造体の斜視図である。 図８ａは、本発明の一実施例による支持台の斜視図である。 図８ｂは、本発明の一実施例による支持台の底面斜視図である。 図９は、本発明の一実施例による支持台の断面図である。 図１０は、本発明の一実施例による液浸微細流路測定方法のフローチャートである。 図１１は、従来技術のプリズムの垂直入射構造において、サンプルで反射した光の経路を示す模式図である。 図１２ａは、本発明の一実施例による液浸微細流路測定装置で反射した光の経路を示す模式図である。 図１２ｂは、本発明の一実施例による台形の微細流路の構造と、傾斜入射構造、プリズム入射型、シリコン基盤の液浸微細流路測定方法を示す図である。 図１３ａは、本発明の他の実施例による液浸微細流路測定装置で反射した光の経路を示す模式図である。 図１３ｂは、本発明の他の実施例による台形の微細流路の構造と、傾斜入射構造、プリズム入射型、シリコン基盤の液浸微細流路測定方法を示す図である。
まず、添付の図面を参照して、本発明の一実施例による傾斜入射構造、プリズム入射型、シリコン基盤の液浸微細流路測定装置の構成について、説明する。
図５は、本発明の一実施例による傾斜入射構造、プリズム入射型、シリコン基盤の液浸微細流路測定装置の構成を示す概略図である。図５に示しているように、本発明の一実施例による分子接合特性及び緩衝溶液屈折率の同時測定装置は、大きく、液浸微細流路環境を供する微細流路構造体１００と、サンプル注入部２００と、入射光を供する偏光発生部３００と、反射光の偏光変化を検出する偏光検出部４００とを含む光学系で構成される。
本発明は、エリプソメトリー法を用いて、低分子のようなバイオ物質の吸着及び解離動特性を測定するためのものであって、サンプル注入部２００により、バイオ物質のサンプル(図示せず)を含む緩衝溶液２１０が、微細流路構造体１００に注入される構造を有する。この場合、後述するように、微細流路構造体１００の微細流路１５０は、多チャンネル又は単チャンネルを含む。
図６ａは、本発明による多チャンネル微細流路構造体の一例を示す斜視図であり、図６ｂは、多チャンネル微細流路構造体の分解斜視図である。図６ａ及び図６ｂに示しているように、微細流路構造体１００は、支持台１１０と、基板１２０と、吸着層１６０と、蓋体部１４０とを含み、複数の微細流路１５０が形成されて、多チャンネルを有する。
図６ｂに示しているように、支持台１１０は、長方形の板状を有し、基板１２０及び吸着層１６０が形成される溝部１１２を有する。そして、溝部１１２を中心に、微細流路１５０の流入路１５２及び排出路１５４が一側及び他側に形成される。この場合、溝部１１２と、流入路１５２と排出路１５４は、半導体エッチング技術又は露光技術により形成される。
基板１２０は、長方形の板状であり、支持台１１０の溝部１１２に形成される。本発明の一実施例によると、基板１２０は、６５５nmで、約３.８３９１+ｉ０.０１８１８６の複素屈折率を有し、安価で、一定且つ安定した物性を供するシリコン(Ｓｉ)を用いる。しかし、基板１２０の材料は、シリコンの代わりに、半導体又は誘電体物質を用いることができる。
低分子バイオ物質のサンプル(図示せず)が、吸着層１６０から吸着及び解離され、吸着層１６０は、入射光の反射に働く。図５及び図６ｂに示しているように、このような表面接合部１６０は、基板１２０の上側に形成される。
本発明の一実施例による吸着層１６０は、自己組織化した薄膜及びバイオ薄膜の少なくとも１つにより構成される。また、本発明の一実施例は、シリコン基板１２０と吸着層１６０の間に誘電体薄膜１３０層を、さらに含むことができる。
このような誘電体薄膜１３０は、半導体酸化膜又はガラス膜を含む透明な薄膜物質からなる。そして、誘電体薄膜の厚みは、０〜１０００nmであるのが望ましい。一方、より容易に求められる誘電体薄膜１３０の例として、シリコンを自然酸化し、数ナノメータの厚みにシリコンを成長させるシリコン酸化膜(SiO2)を含む。シリコン酸化膜の屈折率は、６５５nmで約１.４５６であって、シリコンからなる基板１２０との屈折率の差が大きくて、本発明の測定感度を高めることに寄与する。
また、光学ガラスからなるガラス膜を、誘電体薄膜１３０として用いてもよい。シリコン、シリコン酸化膜、又はガラス膜からなる誘電体薄膜１３０は、金又は銀からなる金属薄膜と比較して、屈折率を一定に製造することができるため、安定した光特性を提供し、製造コストを低減するというメリットがある。
図５〜図６ｂに示しているように、蓋体部１４０は、支持台１１０上に設けられ、プリズム１４２と隔壁１４６とを含むことができる。プリズム１４２の入射面１４３に入射した光は、プリズム１４２に結合した微細流路の構造において、微細流路媒質で屈折を起こし、屈折した光は、基板物質に、p-波無反射条件を満たす角度で入射するようになる。
また、図６ｂに示しているように、蓋体部１４０は、プリズム１４２の下面に、マイクロスケールの微細流路１５０を形成するために、多数の隔壁１４６を設ける。プリズム１４２及び微細流路の構造は、ガラス又は透明な合成樹脂材のような透過性物質からなることもできるが、製作を容易にするために、微細流路隔壁１４６を含む全体の構成が、モールド法などを用いることにより、一体に形成されてもいい。
一方、合成樹脂材の例として、ＰＭＭＡ(polymethyl methacrylate)のようなアクリル樹脂が用いられる。また、ポリジメチルシロキサン(ＰＤＭＳ、polydimethylsiloxane)のようなシリコン系材料も、使用可能である。
微細流路１５０が、サンプルを含む緩衝溶液２１０が流入又は排出される通路として、複数形成される。すなわち、前述したように、蓋体部１４０と隔壁１４６間の各空間が、支持台１１０に形成された流入路１５２と排出路１５４に連通することで、微細流路構造体１００に、複数の微細流路１５０が形成される。ここで、微細流路１５０の幅は、数ｍｍ付近や、１ｍｍ以下のマイクロスケールを有する。
図７は、本発明による多チャンネル微細流路構造体の他の例を示す斜視図である。図７に示しているように、多チャンネル微細流路構造体１００は、プリズム１４２の断面が台形形状からなる。このような場合、図５における偏光発生部３００と偏光検出部４００が、プリズム１４２の入射面１４３と反射面１４４に、入射光と反射光をそれぞれ、垂直又は偏光状態を深刻に変化させないほどの垂直に近い角度に入射させるか、垂直に入射される位置に固定される。プリズム構造の代わりに平板を用いる場合、入射光のロスがあるが、簡便な構造に製作するためには、平板構造を用いてもよい。
本発明に適用される支持台１１０の構造について説明する。図８ａは、本発明の一実施例による支持台の斜視図であり、図８ｂは、本発明の一実施例による支持台の底面斜視図であり、図９は、本発明の一実施例による支持台の断面図である。
支持台１１０の上面には、開口した貫通部１１６が形成されており、貫通部１１６は、台形形状に開口されている。貫通部１１６の台形形状は、入射面方向に位置した上辺が、反射面方向に位置した下辺よりも小さい長さを有するように設けられる。これにより、貫通部１１６は、絞りの役目を果たしながら、微細流路の構造による散乱を防止することができる。
図９に示しているように、貫通部１１６の台形形状の上辺は、上側が傾いた第１の傾斜部１１４をなし、貫通部１１６の台形形状の下辺は、上側が傾いた第２の傾斜部１１５をなす。第２の傾斜部１１５は、第１の傾斜部１１４と反対方向に傾いている。
図９においては、第１の傾斜部１１４と第２の傾斜部１１５とがなす角度を、１０゜と示しているが、本発明は、これに限定されるものではなく、約１０゜〜８０゜の角度に設計される。このような第１の傾斜部１１４と第２の傾斜部１１５の傾斜は、微細流路１５０の流れをスムーズに誘導する。流入路１５２を介して微細流路１５０に流入された緩衝溶液２１０は、第１の傾斜部１１４の傾斜に沿って、スムーズに進行することができ、第２の傾斜部１１５の傾斜に沿って、排出路１５４にスムーズに進行することができる。
第１の傾斜部１１４と第２の傾斜部１１５の断面の幅は、先端に行くほど、細くなるようになり、第１の傾斜部１１４の先端は、第２の傾斜部１１５の先端よりも下部に位置される。支持台１１０の上面がなす線分と、第１の傾斜部１１４の先端と第２の傾斜部１１５の先端を連結する線分とがなす角度は、約２゜に設定するのが望ましい。
本発明は、単チャンネル微細流路構造体で具現してもよい。１チャンネルの微細流路構造体１００は、１つの微細流路１５０を有する。すなわち、蓋体部１４０は、プリズム１４２と、プリズム下面の両端に形成された一対の隔壁１４６を有し、支持台１１０には、１つの流入路１５２と排出路１５４が形成されることで、単チャンネルの微細流路１５０が形成される。
また、基板上には、複数の互いに異なる自己組織化単分子膜(SAM、self assembled monolayer)１３２、又は同一の自己組織化単分子膜上に他の吸着層が形成される。自己組織化単分子膜１３２は、頭部基と尾部基に形成された単量体が、分子の化学的吸着による方法で自発配列されることで形成される。ここで、各自己組織化単分子膜１３２の尾部基の機能基を化学的に変換させることで、各自己組織化単分子膜１３２の界面特性を異にすることができる。すなわち、各自己組織化単分子膜１３２は、サンプルとの吸着及び解離程度が異なるセンサ構造を有し、バイオ物質の様々な吸着及び解離動特性を同時に測定することができる。
図５に示しているように、サンプル注入部２００は、微細流路１５０の流入路１５２に、低分子バイオ物質のサンプル(図示せず)を含む緩衝溶液２１０を注入する。サンプル注入部２００は、サンプルを緩衝溶液２１０に一定の濃度に溶解させるための構造を有し、微細流路１５０に緩衝溶液２１０を注入及び遮断可能なバルブ装置(図示せず)を有する。
ここで、サンプル注入部２００は、サンプルの濃度を異にするか、時間差を置き、緩衝溶液２１０を、各チャンネルの微細流路１５０に注入することができる。一方、緩衝溶液２１０が微細流路１５０に注入されると、サンプル(図示せず)の一部が誘電体薄膜１３０上に吸着して、所定厚みの吸着層１６０が形成される。ここで、吸着層１６０は、様々なバイオ物質の接合特性に合う自己組織化単分子膜１３２、又は固定化物質と、固定化物質に接合する低分子とを含む各種のバイオ物質からなる多層膜でもよい。
図５に示しているように、偏光発生部３００は、微細流路構造体１００のプリズム１４２の入射面１４３を介して、偏光入射光を吸着層１６０に照射する役目を果たす。偏光発生部３００は、必須構成要素として、光源３１０と偏光子３２０とを有し、その他に、視準レンズ３３０と、集束レンズ３４０と、第１の補償器(compensator)３５０とを有する。
ここで、偏光子３２０と第１の補償器３５０は、回転自在に構成されるか、他の偏光変調手段がさらに設けられる。一方、偏光入射光は、p-波とs-波の偏光成分を有し、信号対雑音比を高めるために、ほぼp-波に近い光を入射させる。ここで、本発明における入射光は、p-波無反射条件を満たす入射角(θ)で照射される必要がある。楕円計測方程式において、複素反射係数比(ρ)は、Ｓ波の反射係数比(Rs)に対するＰ波の反射係数比(Rp)の比、すなわち、ρ=Rp/Rsで表わすことができるが、p-波無反射条件は、Ｐ波の反射係数比(Rp)が０に近い値を有する条件をいう。p-波無反射条件は、従来のＳＰＲセンサの表面プラズモン共鳴条件と類似したもので、本発明の測定感度が最大となる条件である。
光源３１０は、赤外線、可視光線、又は紫外線の波長帯の単色光を照射するか、白色光を照射する。光源３１０として、各種のランプ、発光ダイオード(LED)、レーザ、レーザダイオード(LD)などが使用可能である。ここで、光源３１０は、光学係の構造によって、波長を可変させる構造を有することができる。一方、上述したp-波無反射条件の付近では、反射光の光学信号の大きさが相対的に小さいことがあり、この場合、レーザ又はレーザダイオード(LD)を用いて、高い光量で光を照射して信号対雑音比を高めることで、高感度測定が可能となる。
偏光子３２０は、偏光板を有し、光源３１０から照射された光を偏光する。ここで、偏光成分は、入射面に平行な方向のＰ波と、入射面に垂直な方向のＳ波とを有する。
視準レンズ３３０は、光源３１０からの光を受光し、偏光子３２０に平行光を供する。また、集束レンズ３４０は、偏光子３２０を通した平行光を収束して、入射光の光量を増加する。更に、第１の補償器３５０は、入射光の偏光成分の位相を遅延させる役目を果たす。
図５に示しているように、偏光検出部４００に、プリズム１４２の反射面１４４を介して吸着層１６０により反射された反射光が入射され、また、偏光検出部４００は、該当偏光状態の変化を検出する役目を果たす。偏光検出部４００は、必須構成要素として、検光子(analyzer)４１０と、光検出器(detector)４２０と、演算処理器４３０とを有し、更に、第２の補償器４４０と、分光器４５０とを有する。ここで、検光子４１０は、偏光子３２０に対応する偏光板を有し、反射光を再度偏光することで、反射光の偏光程度や偏光面の方向をコントロールすることができる。また、検光子４１０は、光学系の構造により、回転自在に構成されるか、偏光成分の位相変化、消去のような機能を行う偏光変調手段をさらに含む。
光検出器４２０は、偏光された反射光を検出して光学データを得、光学データを電気的な信号に切り換える役目を果たす。ここで、光学データは、反射光において、偏光状態の変化に関する情報を含む。光検出器４２０として、ＣＣＤ型固体撮像素子、光電増倍管(ＰＭＴ)、又はシリコンフォトダイオードが用いられる。
演算処理器４３０は、光検出器４２０から電気的な信号を獲得し、測定値を導出する役目を果たす。演算処理器４３０には、反射率法及びエリプソメトリー法を用いた所定の解析プログラムが内蔵されており、演算処理器４３０が、電気的な信号に変換された光学データを抽出し、解釈することで、サンプルの吸着濃度、吸着層１６０の厚み、吸着定数、解離定数、屈折率のような測定値を導出する。ここで、演算処理器４３０は、測定感度を向上するために、エリプソメトリー法の位相差に関する楕円計測定数Ψ、Δを求めて、測定値を導出するのが望ましい。
第２の補償器４４０は、反射光の偏光成分の位相を遅延させて調節する役目を果たす。第２の補償器４４０は、回転自在に構成されるか、他の偏光変調手段が更に設けられる。
分光器４５０は、光源３１０が白色光の場合に用いられる。分光器４５０は、反射光を分光させ、狭い領域の波長を有する反射光を分離させて、反射光を光検出器４２０に送る。ここで、光検出器４２０は、ＣＣＤ型固体撮像素子のような２次元イメージセンサを用いて、反射光の分布に関する光学データを得られる。
＜傾斜入射構造、プリズム入射型、シリコン基盤の液浸微細流路測定方法＞
以下、添付の図面を参照して、分子接合特性及び緩衝溶液の屈折率の同時測定方法、及び原理について説明する。
図１０は、本発明による分子接合特性及び緩衝溶液の屈折率の同時測定方法を示すフローチャートである。図１０に示しているように、本発明の測定方法は、第１のステップＳ１００〜第５のステップＳ５００を介して行われる。
図５に示しているように、第１のステップＳ１００において、サンプル注入部２００は、低分子のようなバイオ物質からなるサンプル(図示せず)を緩衝溶液２１０で溶解し、微細流路構造体１００の微細流路１５０に注入する。ここで、サンプル注入部２００は、多チャンネルの各微細流路１５０毎に互いに異なる濃度のサンプルを含む緩衝溶液２１０を注入することができる。
また、サンプル注入部２００は、時間差を置き、各微細流路１５０に緩衝溶液２１０を注入することができる。また、一部の微細流路１５０にだけ緩衝溶液２１０を注入し、残りの微細流路１５０は、使用しなくてもいい。
第２のステップＳ２００において、バイオ物質のサンプル(図示せず)が、基板１２０、又は誘電体薄膜１３０に吸着して、吸着層１６０が形成される。
これとは異なり、サンプルが、図８の単チャンネルの微細流路構造体１００に形成された複数の互いに異なる自己組織化単分子膜１３２に吸着されるか、又は同一の自己組織化単分子膜上の複数の吸着層に吸着されることで、互いに異なる接合特性を有する吸着層が形成される。
第３のステップＳ３００において、偏光子３２０は、光源３１０から照射された所定の光を偏光し、微細流路構造体１００のプリズム１４２を介して、吸着層１６０に入射させる。ここで、プリズム１４２の入射面を通過する光は、プリズム１４２の下部に存在する緩衝溶液２１０の屈折率により、所定の角度で屈折した後、吸着層１６０に入射する。ここで、偏光入射光は、p-波とs-波の偏光成分を有する。一方、入射光は、p-波無反射条件を満たす入射角(θ)を有する必要がある。
第４のステップＳ４００において、吸着層１６０で反射した反射光は、微細流路構造体１００のプリズム１４２を介して、偏光検出部４００に入射する。ここで、反射光は、楕円偏光された状態である。
第５のステップＳ５００において、偏光検出部４００は、反射光の偏光状態を検出する。具体的に説明すると、まず、検光子４１０は、吸着層１６０で楕円偏光された反射光を受光し、偏光特性による光だけを通過させる。
次に、光検出器４２０が反射光の偏光成分の変化を検出することで、所定の光学データを獲得し、光学データを電気的な信号に変換し、演算処理器４３０に転送する。
また、反射率法又はエリプソメトリー法を用いたプログラムが内蔵された演算処理器４３０は、電気信号に変換された光学データを抽出及び解釈し、サンプルの吸着濃度、吸着及び解離定数、屈折率、緩衝溶液の屈折率のような測定値を導出する。
本発明において、演算処理器４３０が、エリプソメトリー法の位相差に関する楕円計測定数Δを求めて、緩衝溶液の屈折率の測定値を測定し、振幅比に関する楕円計測定数Ψを測定して、接合動特性を求める。その理由は、p-波無反射条件で位相差に関する楕円計測定数Δは、緩衝溶液の屈折率変化にだけ敏感な変化を示し、接合特性にはほぼ影響されないため、緩衝溶液の屈折率変化のみを測定できるというメリットがあり、振幅比に関する楕円計測定数Ψは、主に、物質の接合特性に高感度に変化するためである。
従って、緩衝溶液に含まれて流入されるサンプルの接合特性は、Ψで測定し、緩衝溶液でサンプルが溶解される場合の変化する屈折率や、サンプルを溶解するために用いられたDMSOなどの溶媒を含む緩衝溶液の屈折率の変化は、Δで同時に測定して、純粋な接合特性のみを得ることができる。
実験例
図１１は、従来技術のプリズムの垂直入射構造において、サンプルで光が反射した後の光の経路を示す図である。
本実験において、光源３１０の波長は、５３２nmであり、プリズムの屈折率は、ｎ=１.５１９５(ＢＫ７)であり、プリズムと緩衝溶液(ｎ=１.３３３)の界面で光が屈折され、p-波無反射条件に対応する７２.１４゜〜７２.１５゜で、シリコン基板上のセンサに偏光光が入射する。
図１１に示しているように、プリズムの底面とシリコン基板が互いに平行である場合、プリズムと緩衝溶液の界面で反射した光と、シリコン基板で反射した光は、平行に進行する。サンプルの消耗を最小化するために、プリズムの界面とシリコン基板の間の間隔を約１ｍｍ以内に減少すると、２つの光が進行しながら拡散して、光検出器で光を分離し難く、測定誤差の主要因となる。
しかし、図１２ａに示しているように、プリズムの底面とシリコン基板を約２゜傾いた傾斜入射構造、プリズム入射型、シリコン基盤の液浸微細流路測定方法を用いる場合、光が進行しながらプリズムと緩衝溶液の界面で反射した光と、シリコン基板で反射した光とを完全に分離することができ、従来技術の問題点を解決することができる。
また、分離した光がプリズムの界面に取り付けられた微細流路構造と異なる方向に進行して、微細流路構造において、散乱光による雑音を減らすことができる。
図１２ｂは、台形の微細流路構造及び傾斜入射構造、プリズム入射型、シリコン基盤の液浸微細流路測定方法を示す。シリンダレンズにより、台形の微細流路の幅が狭い微細流路にレーザ光を入射すると、２゜傾いたシリコン表面で光が反射した後、幅の広い微細流路を通して、先に通過した微細流路が絞り役目を果たし、幅の広い微細流路の界面で光が散乱することなく通過して、微細流路の界面で不規則的に散乱された光による雑音を最小化することができる。
図１３ａ及び図１３ｂは、本発明の他の実施例による液浸微細流路測定装置を示す。図１２ａ及び図１２ｂとは異なり、図１３ａ及び図１３ｂにおいては、支持台１１０の構造が、反対方向で用いられている。すなわち、図１３ａ及び図１３ｂの実施例は、台形の微細流路の幅の広い微細流路に光が入射し、幅の狭い微細流路を通すように構成されている。
図１３ａ及び図１３ｂの実施例の場合、図１２ａ及び図１２ｂの構造に比べて、散乱量が多くて、誤差が生じるという問題点が有り得る。しかし、図１３ａ及び図１３ｂの実施例は、プリズムの底面で反射される光が、p-波無反射条件に対応する角度よりも２゜小さい角度で入射して、反射光の強さを極めて減少できるというメリットがある。
１００: 微細流路構造体
１１０: 支持台
１１２: 溝部
１１４: 第１の傾斜部
１１５: 第２の傾斜部
１１６: 貫通部
１２０: 基板
１３０: 誘電体薄膜
１３２: 自己組織化単分子膜
１４０: 蓋体部
１４２: プリズム
１４３: 入射面
１４４: 反射面
１４６: 隔壁
１５０: 微細流路
１５２: 流入路
１５４: 排出路
１６０: 吸着層
２００: サンプル注入部
２１０: 緩衝溶液
３００: 偏光発生部
３１０: 光源
３２０: 偏光子
３３０: 視準レンズ
３４０: 集束レンズ
３５０: 第１の補償器
４００: 偏光検出部
４１０: 検光子
４２０: 光検出器
４３０: 演算処理器
４４０: 第２の補償器
４５０: 分光器

Claims (14)

  1. 支持台と、支持台上に形成され、半導体又は誘電体からなる基板と、プリズム構造を有し、前記支持台上に設けられる蓋体部と、前記基板の上部と前記蓋体部の下端のいずれか１つに形成される微細流路とを備える微細流路構造体と、
    前記微細流路にバイオ物質のサンプルを含む緩衝溶液を注入して、前記基板上にサンプルの吸着層を形成するサンプル注入部と、
    前記プリズムの入射面を介して偏光入射光を、p-波無反射条件を満たす入射角で前記吸着層に照射する偏光発生部と、
    前記吸着層及び前記基板の少なくとも１つで反射される第１の反射光が、前記プリズムの反射面を介して入射され、前記第１の反射光の偏光変化を検出する偏光検出部とを含み、
    前記基板の表面は、前記プリズムの底面と所定の傾斜角をなすように形成され、
    前記基板の上面には、開口した貫通部が形成され、
    前記貫通部は、台形形状からなり、前記貫通部の台形形状は、前記入射面の方向に位置した上辺が、前記反射面の方向に位置した下辺よりも小さい長さを有するように形成されることを特徴とする傾斜入射構造、プリズム入射型、シリコン基盤の液浸微細流路測定装置。
  2. 前記第１の反射光は、前記プリズムの底面で反射される光と互いに異なる方向に進行することを特徴とする請求項１に記載の傾斜入射構造、プリズム入射型、シリコン基盤の液浸微細流路測定装置。
  3. 前記偏光検出部は、前記第１の反射光と前記プリズムの底面で反射される光とを分離し検出することを特徴とする請求項２に記載の傾斜入射構造、プリズム入射型、シリコン基盤の液浸微細流路測定装置。
  4. 前記入射光は、前記開口した貫通部を介して前記吸着層に照射され、
    前記台形形状は、前記入射光の一部の反射を遮断することを特徴とする請求項１に記載の傾斜入射構造、プリズム入射型、シリコン基盤の液浸微細流路測定装置。
  5. 前記台形形状の上辺から前記基板の方向に延伸された面である第１の傾斜部と、
    前記台形形状の下辺から前記基板の方向に延伸された面である、前記第１の傾斜部の傾いた方向と反対方向に傾いた第２の傾斜部と、
    を更に有することを特徴とする請求項１に記載の傾斜入射構造、プリズム入射型、シリコン基盤の液浸微細流路測定装置。
  6. 前記第１の傾斜部と前記第２の傾斜部の幅は、それぞれ下端の側ほど狭くなり、
    前記第１の傾斜部の下端は、前記第２の傾斜部の下端よりも下側に位置することを特徴とする請求項５に記載の傾斜入射構造、プリズム入射型、シリコン基盤の液浸微細流路測定装置。
  7. 前記貫通部の台形形状の上辺の近傍には、前記緩衝溶液が前記微細流路に流入される流入路が形成され、
    前記貫通部の台形形状の下辺の近傍には、流入された前記微細流路に前記緩衝溶液が排出される排出路が形成されることを特徴とする請求項１に記載の傾斜入射構造、プリズム入射型、シリコン基盤の液浸微細流路測定装置。
  8. 前記傾斜角は、０゜〜１０゜の範囲であることを特徴とする請求項１に記載の傾斜入射構造、プリズム入射型、シリコン基盤の液浸微細流路測定装置。
  9. 支持台と、支持台上に形成され、半導体又は誘電体からなる基板と、プリズム構造を有し、前記支持台上に設けられる蓋体部と、前記基板の上部と前記蓋体部の下端のいずれか１つに形成される微細流路とを備える微細流路構造体と、
    前記微細流路にバイオ物質のサンプルを含む緩衝溶液を注入して、前記基板上にサンプルの吸着層を形成するサンプル注入部と、
    前記プリズムの入射面を介して偏光入射光を、p-波無反射条件を満たす入射角で前記吸着層に照射する偏光発生部と、
    前記吸着層及び前記基板の少なくとも１つで反射される第１の反射光が、前記プリズムの反射面を介して入射され、前記第１の反射光の偏光変化を検出する偏光検出部とを含み、
    前記基板の表面は、前記プリズムの底面と所定の傾斜角をなすように形成され、
    前記基板の上面には、開口した貫通部が形成され、
    前記貫通部は、台形形状からなり、
    前記貫通部の台形形状は、前記入射面の方向に位置した上辺が、前記反射面の方向に位置した下辺よりも大きい長さを有するように形成されることを特徴とする傾斜入射構造、プリズム入射型、シリコン基盤の液浸微細流路測定装置。
  10. 前記微細流路構造体は、更に、前記基板と前記吸着層の間に設けられる誘電体薄膜を含み、
    前記第１の反射光は、更に、前記誘電体薄膜で反射される光を含むことを特徴とする請求項１に記載の傾斜入射構造、プリズム入射型、シリコン基盤の液浸微細流路測定装置。
  11. 支持台と、
    支持台上に形成され、半導体又は誘電体からなる基板と、
    プリズム構造を有し、前記支持台上に設けられる蓋体部と、
    前記基板の上部と前記蓋体部の下端のいずれか１つに形成される微細流路とを含み、
    前記微細流路にバイオ物質のサンプルを含む緩衝溶液を注入して、前記基板上にサンプルの吸着層を形成し、前記プリズムの入射面を介して偏光入射光を、p-波無反射条件を満たす入射角で前記吸着層に照射し、前記吸着層及び前記基板の少なくとも１つで反射される第１の反射光が、前記プリズムの反射面を介して出射され、前記基板の表面は、前記プリズムの底面と所定の傾斜角をなすように形成され、前記基板の上面には、開口した貫通部が形成され、前記貫通部は、台形形状からなり、前記台形形状は、前記入射面の方向に位置した上辺の長さが、前記反射面の方向に位置した下辺の長さと異なるように形成されることを特徴とする微細流路構造体。
  12. サンプル注入部により、微細流路構造体の微細流路に、バイオ物質のサンプルを含む緩衝溶液を注入する第１のステップと、
    前記サンプルを前記微細流路構造体の基板に吸着することにより、吸着層を形成する第２のステップと、
    偏光発生部により光を偏光し、該当光を、前記微細流路構造体のプリズムの入射面を介して、p-波無反射条件を満たす入射角で、前記吸着層に入射させる第３のステップと、
    前記吸着層及び前記基板の少なくとも１つから反射される第１の反射光を、前記プリズムの反射面を介して入射させる第４のステップと、
    偏光検出部により、前記第１の反射光の偏光変化を検出する第５のステップとを含み、
    前記基板の表面は、前記プリズムの底面と所定の傾斜角をなすように形成され、前記基板の上面には、開口した貫通部が形成され、前記貫通部は、台形形状からなり、前記台形形状は、前記入射面の方向に位置した上辺の長さが、前記反射面の方向に位置した下辺の長さと異なるように形成されることを特徴とする液浸微細流路測定方法。
  13. 前記第１の反射光は、前記プリズムの底面で反射される光と互いに異なる方向に進行し、
    前記第５のステップにおいて、前記偏光検出部は、前記第１の反射光と、前記プリズムの底面で反射される光とを分離し検出することを特徴とする請求項１２に記載の液浸微細流路測定方法。
  14. 前記第５のステップは、更に、
    検光子により、前記第１の反射光を偏光するステップと、
    光検出器により、前記偏光された第１の反射光を検出し、所定の光学データを得るステップと、
    分析手段により、前記光学データに基づいて、エリプソメトリー法の位相差に関する楕円計測定数を求めて、前記緩衝溶液の屈折率を求め、振幅比に関する楕円計測定数を求めて、前記サンプルの吸着濃度と、吸着及び解離定数とを含む測定値を導出するステップとを含むことを特徴とする請求項１２に記載の液浸微細流路測定方法。
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