JPH08193948A - Exciting structure for surface plasmon resonance phenomenon and biosensor - Google Patents
Exciting structure for surface plasmon resonance phenomenon and biosensorInfo
- Publication number
- JPH08193948A JPH08193948A JP2463195A JP2463195A JPH08193948A JP H08193948 A JPH08193948 A JP H08193948A JP 2463195 A JP2463195 A JP 2463195A JP 2463195 A JP2463195 A JP 2463195A JP H08193948 A JPH08193948 A JP H08193948A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- thin film
- light
- organic thin
- compound
- structural formula
- 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.)
- Pending
Links
Landscapes
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
Abstract
Description
【0001】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、入射した光を全反射さ
せる光反射面において、光のトンネル効果により表面プ
ラズモン共鳴現象を励起する構造体に関し、より詳しく
は測定対象基質を光学的に検出するバイオセンサに用い
られる表面プラズモン共鳴現象の励起構造体に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a structure for exciting a surface plasmon resonance phenomenon by a tunnel effect of light on a light reflecting surface for totally reflecting incident light, and more specifically, for optically detecting a substrate to be measured. The present invention relates to an excitation structure of surface plasmon resonance phenomenon used in a biosensor.
【0002】[0002]
【従来の技術】一般に、バイオセンサでは、血液中の特
定蛋白や抗原等の血液中成分、或いは尿中のグルコー
ス,アスコルビン酸等の尿中成分である測定対象基質の
測定には、これら基質に対する識別機能を有し当該基質
と生物化学的反応を起こす生体物質が用いられている。
そして、この生物化学的反応の進行に伴う種々の物理化
学的な変位量を物理化学デバイスにより検出し、測定対
象基質の特定やその濃度等が検出される。例えば、生物
化学的反応により消費或いは生成する電極活性物質の電
極反応を介して基質濃度を検出するものや、生物化学的
反応の進行に伴って起きるエンタルピー変化をサーミス
タで検出して基質濃度を検出するものなどがあり、これ
らのバイオセンサは早くから実用化されている。2. Description of the Related Art Generally, in a biosensor, when measuring a substrate to be measured which is a blood protein component such as a specific protein or antigen in blood, or a urine component such as glucose or ascorbic acid in urine, it is necessary to measure against these substrates. A biological substance having a discriminating function and causing a biochemical reaction with the substrate is used.
Then, various physicochemical displacements associated with the progress of this biochemical reaction are detected by the physicochemical device, and the specification of the measurement target substrate, its concentration, etc. are detected. For example, one that detects the substrate concentration through the electrode reaction of an electrode active substance that is consumed or produced by a biochemical reaction, or one that detects the enthalpy change that occurs with the progress of the biochemical reaction with a thermistor to detect the substrate concentration. These biosensors have been put to practical use since early on.
【0003】その一方で、近年では、生物化学的反応の
進行に伴う誘電率の変化に着目し、光学的なデバイスを
用いて被測定溶液中の測定対象基質を測定するバイオセ
ンサが提案されている(特開平1−138443,特許
出願公表平4−501462)。このバイオセンサで
は、光学系として、金属薄膜が設けられた光反射面にお
いて幾何学的な全反射条件で光を反射する透光性の光透
過媒体を有し、この光透過媒体と金属薄膜でエバネッセ
ント波結合を形成する光学系が用いられている。その測
定原理は、次の通りである。On the other hand, in recent years, attention has been paid to changes in the dielectric constant with the progress of biochemical reactions, and biosensors have been proposed for measuring a substrate to be measured in a solution to be measured using an optical device. (Japanese Patent Application Laid-Open No. 1-138443, Japanese Patent Application Publication No. 4-501462). In this biosensor, as an optical system, a light-transmitting light-transmitting medium that reflects light under a geometrical total reflection condition is provided on a light-reflecting surface provided with a metal thin film. An optical system that forms an evanescent wave coupling is used. The measuring principle is as follows.
【0004】エバネッセント波結合を形成する光学系の
光透過媒体、例えばプリズムにp偏光された光を全反射
条件を満たした種々の入射角で光反射面に照射すると、
入射角がある値のときに特異な現象が起きる。即ち、p
偏光された光が光反射面に照射されると、金属薄膜のプ
リズム側膜面には入射角θを変数とする波数のエバネッ
セント波が生じる。そして、金属は固体プラズマと見な
すことができるので、金属薄膜の反プリズム側膜面(以
下、単に膜面という)には、量子論的な電荷密度の波と
しての表面プラズモン波が光のトンネル効果により生じ
る。この表面プラズモン波は、膜面を境界面として金属
薄膜と接触する媒質との間の波動として生じる。When the light transmitting medium of the optical system for forming the evanescent wave coupling, for example, the p-polarized light is applied to the light reflecting surface at various incident angles satisfying the condition of total reflection,
A unique phenomenon occurs when the incident angle has a certain value. That is, p
When the light-reflecting surface is irradiated with the polarized light, an evanescent wave having a wave number having the incident angle θ as a variable is generated on the prism-side film surface of the metal thin film. Since metal can be regarded as a solid plasma, a surface plasmon wave as a wave of quantum theoretical charge density is tunneled to the anti-prism side film surface of the metal thin film (hereinafter simply referred to as a film surface). Caused by. This surface plasmon wave is generated as a wave between the metal thin film and the medium in contact with the film surface as a boundary surface.
【0005】そして、入射角θがある値のとき、即ち入
射角θが共振角の時には、このエバネッセント波と表面
プラズモン波とがその波数が一致して共鳴する表面プラ
ズモン共鳴現象が上記した光のトンネル効果により励起
され、光のエネルギが表面プラズモン波の励起エネルギ
に使われる。この際、エネルギ的には、光反射面に入射
した光のエネルギは表面プラズモン波の励起に使われた
エネルギと反射面からの反射光のエネルギの和に等しい
という関係がある。このため、反射角とエネルギ(光
量)の変化の様子を例えばマルチチャンネル式の受光機
器を用いて測定して、表面プラズモン共鳴現象の有無、
延いては当該現象が起きた時の入射角を求めることがで
きる。なお、p偏光は受光機器に受光される間に行なわ
れればよく、上記したように光反射面に照射される以前
に行なう場合に限らない。When the incident angle θ has a certain value, that is, when the incident angle θ is the resonance angle, the evanescent wave and the surface plasmon wave resonate with their wave numbers matched, and the surface plasmon resonance phenomenon occurs. It is excited by the tunnel effect, and the energy of light is used as the excitation energy of surface plasmon waves. At this time, in terms of energy, there is a relation that the energy of the light incident on the light reflecting surface is equal to the sum of the energy used to excite the surface plasmon wave and the energy of the reflected light from the reflecting surface. Therefore, the state of changes in the reflection angle and the energy (light amount) is measured by using, for example, a multi-channel light receiving device, and the presence or absence of the surface plasmon resonance phenomenon,
By extension, the incident angle when the phenomenon occurs can be obtained. It should be noted that the p-polarized light may be performed while being received by the light-receiving device, and is not limited to being performed before being irradiated on the light reflecting surface as described above.
【0006】その一方、表面プラズモン共鳴現象が起き
る際の入射角と媒質の屈折率とは相関関係にあり、この
屈折率は、マクスウェルの方程式から媒質の誘電率で規
定でき、生体物質による生物化学的反応の進行と誘電率
とは相関関係にある。よって、反射光の光量が急激に減
少したときの反射角からその時の入射角が決まり、上記
の各相関関係から生体物質による生物化学的反応の進行
の程度、即ち基質濃度が算出される。On the other hand, there is a correlation between the incident angle when the surface plasmon resonance phenomenon occurs and the refractive index of the medium, and this refractive index can be defined by the dielectric constant of the medium from Maxwell's equation, and the biochemistry by biological substances. There is a correlation between the progress of the static reaction and the dielectric constant. Therefore, the angle of incidence at that time is determined from the angle of reflection when the amount of reflected light suddenly decreases, and the degree of progress of the biochemical reaction by the biological substance, that is, the substrate concentration is calculated from the above correlations.
【0007】ところで、このようなバイオセンサにあっ
ては、金属薄膜の膜面のごく近傍、詳しくはトンネル効
果を起こすエバネッセント領域(約100nm)におい
て基質と生体物質との生物化学的反応が起こる必要があ
る。このため、測定対象基質に対する識別機能を有し当
該基質と生物化学的反応を起こす生体物質を、金属薄膜
の膜面に、エバネッセント領域内において固定すること
は、この種のバイオセンサにとって不可欠な課題であ
る。よって、従来より、種々の技術が提案されている。By the way, in such a biosensor, it is necessary to cause a biochemical reaction between the substrate and the biological substance in the vicinity of the surface of the metal thin film, specifically, in the evanescent region (about 100 nm) which causes the tunnel effect. There is. Therefore, it is an essential issue for this type of biosensor to immobilize a biological substance that has a function of discriminating against a substrate to be measured and that undergoes a biochemical reaction with the substrate on the film surface of a metal thin film in the evanescent region. Is. Therefore, various techniques have been conventionally proposed.
【0008】例えば、特開昭63ー75542では、金
属薄膜の膜面に金属酸化物の薄膜を形成し、当該薄膜を
シランカップリング剤で処理してこの薄膜の膜面に任意
の置換基を導入し、この置換基に生体物質を固定化する
技術が提案されている。また、特開平4−351946
では、いわゆるL−B法により形成したL−B膜に生体
物質を固定し、具体的には水面上のアラキン酸単分子膜
に生体物質を吸着・固定し、このアラキン酸単分子膜
(L−B膜)を金属薄膜の膜面に写し取る技術が提案さ
れている。更に、特許出願公表平4−501605で
は、非対称又は対称ジスルフィド等であるXと飽和炭化
水素鎖であるRとヒドロキシル等の活性基であるYとで
X−R−Yなる化合物構造式として表わされる有機化合
物の有機薄膜を金属薄膜表面に化学的に結合し、この活
性基Yに生体物質を固定した層いわゆるリガンド層を固
定化することが提案されている。For example, in Japanese Patent Laid-Open No. 63-75542, a metal oxide thin film is formed on the surface of a metal thin film, the thin film is treated with a silane coupling agent, and an arbitrary substituent is added to the film surface of the thin film. A technique for introducing and immobilizing a biological substance on this substituent has been proposed. In addition, JP-A-4-351946
Then, a biological substance is immobilized on an LB film formed by the so-called LB method, specifically, the biological substance is adsorbed and immobilized on an arachidic acid monomolecular film on the water surface. There has been proposed a technique for copying (-B film) onto the film surface of a metal thin film. Further, in Japanese Patent Application Laid-Open No. 4-501605, X which is an asymmetric or symmetrical disulfide, R which is a saturated hydrocarbon chain and Y which is an active group such as hydroxyl are represented as a compound structural formula X-R-Y. It has been proposed to chemically bond an organic thin film of an organic compound to the surface of a metal thin film to immobilize a layer in which a biological substance is immobilized on the active group Y, a so-called ligand layer.
【0009】[0009]
【発明が解決しようとする課題】これらバイオセンサに
あっては、金属薄膜の膜面におけるエバネッセント領域
内での誘電率の変化検知をその測定原理としている。よ
って、測定感度や性能の向上を図るためには、生物化学
的反応の進行に伴う誘電率の変化を、できるだけ金属薄
膜の膜面の近傍で且つ均一に起こさせる必要がある。こ
のため、生体物質の固定のために金属薄膜の膜面に介在
する膜を均一でしかもできるだけ薄くすることは、測定
感度や性能の向上を図る上で最重要課題である。この場
合、金属薄膜の膜面に介在する膜は、上記した技術にあ
っては金属酸化物の薄膜やL−B膜或いはX−R−Yな
る有機化合物からなる有機薄膜である。なお、リガンド
層は、生体物質を固定し当該層にて生物化学的反応が進
行して誘電率の変化をもたらす層そのものであるため、
上記した種々の薄膜とは異なり膜の均一化等には無関係
である。In these biosensors, the measurement principle is to detect the change in the dielectric constant within the evanescent region on the film surface of the metal thin film. Therefore, in order to improve the measurement sensitivity and performance, it is necessary to cause the change in the dielectric constant with the progress of the biochemical reaction to be as uniform as possible near the film surface of the metal thin film. Therefore, it is the most important issue to improve the measurement sensitivity and performance to make the film interposed on the film surface of the metal thin film uniform and as thin as possible in order to fix the biological substance. In this case, the film interposed on the film surface of the metal thin film is a metal oxide thin film, an L-B film, or an organic thin film made of an organic compound X-R-Y in the above technique. Since the ligand layer is a layer itself that fixes a biological substance and a biochemical reaction proceeds in the layer to bring about a change in the dielectric constant,
Unlike the various thin films described above, it is irrelevant to the uniformity of the film.
【0010】ところが、金属酸化物の薄膜を金属薄膜の
膜面に形成する技術では、金属酸化物をスパッタリング
等の手法を用いて薄膜に形成する都合上、薄膜の膜厚の
均一化や薄膜化が困難である。また、L−B膜を用いる
技術では、L−B法を採用する都合上、種々の緩衝液や
生体物質含有液の調整等のための設備やその処理工程が
必要なため量産性に欠け、設備の投資・維持或いは工数
増加によりコスト高となる問題がある。However, in the technique of forming a thin film of a metal oxide on the film surface of a metal thin film, since the metal oxide is formed into a thin film by a method such as sputtering, the film thickness can be made uniform or thin. Is difficult. Further, in the technology using the LB film, because of the convenience of adopting the LB method, there is a need for facilities for preparing various buffer solutions and biological material-containing solutions and the like, and a processing step therefor, and thus lack of mass productivity. There is a problem that costs increase due to investment / maintenance of facilities or increase in man-hours.
【0011】その一方、X−R−Yなる有機化合物から
なる有機薄膜では、量産性やコストの面では余り問題と
はならないものの、その化合物の構造に起因して以下の
ような問題がある。On the other hand, an organic thin film made of an organic compound of X-R-Y causes less problems in terms of mass productivity and cost, but has the following problems due to the structure of the compound.
【0012】金属薄膜の膜面においては、図6に模式的
に示すように、有機薄膜を構成する各有機化合物(X−
R−Y)は、単一の硫黄原子(S)にて金属薄膜の膜面
の金属原子と結合しているといえる。このような結合を
もって均一な厚みの有機薄膜を安定化させるには、それ
ぞれの有機化合物(X−R−Y)が整然と整列すること
が不可欠である。そして、この有機化合物(X−R−
Y)の整列を確保する上では、当該構造式におけるRで
ある飽和炭化水素鎖を比較的炭素原子数の多いもの、具
体的には12〜30の炭素原子数の飽和炭化水素鎖とす
る必要がある。なお、飽和炭化水素鎖の整列は、比較的
炭素原子数の多い飽和炭化水素鎖でなければ得られない
ことが実験的に知られており、その理由としては、鎖状
構造が炭素の結合角で規定され、また隣接する飽和炭化
水素鎖同士の分子間親和力が作用するためと考えれる。On the film surface of the metal thin film, as shown schematically in FIG. 6, each organic compound (X-
It can be said that RY) is bonded to the metal atom on the film surface of the metal thin film by a single sulfur atom (S). In order to stabilize an organic thin film having a uniform thickness with such a bond, it is essential that the respective organic compounds (X-R-Y) are aligned in order. Then, this organic compound (X-R-
In order to secure the alignment of Y), it is necessary that the saturated hydrocarbon chain which is R in the structural formula has a relatively large number of carbon atoms, specifically, a saturated hydrocarbon chain having 12 to 30 carbon atoms. There is. It is experimentally known that the alignment of the saturated hydrocarbon chain can be obtained only with the saturated hydrocarbon chain having a relatively large number of carbon atoms, because the chain structure has a carbon bond angle. It is presumed that the intermolecular affinity between adjacent saturated hydrocarbon chains acts.
【0013】従って、硫黄原子(S)と金属薄膜の膜面
の金属原子との結合が断たれると、有機化合物自体が金
属薄膜膜面から離脱し、やがては有機薄膜そのものが均
一な膜として存在しなくなる。このため、リガンド層に
測定対象基質を含んだ溶液を連続的に供給しつつ当該基
質を連続測定するような場合には、溶液の供給により上
記結合が断たれることが起き得るので、耐久性に欠け
る。また、比較的炭素原子数の多い飽和炭化水素鎖とす
る都合上、その薄膜化にも限界があった。Therefore, when the bond between the sulfur atom (S) and the metal atom on the film surface of the metal thin film is broken, the organic compound itself separates from the metal thin film surface, and eventually the organic thin film itself becomes a uniform film. Cease to exist. Therefore, in the case of continuously measuring the substrate while continuously supplying the solution containing the measurement target substrate to the ligand layer, the bond may be broken by the supply of the solution. Lack. Further, due to the fact that the saturated hydrocarbon chain has a relatively large number of carbon atoms, there is a limit to thinning it.
【0014】本発明は、上記問題点を解決するためにな
され、金属薄膜の膜面に介在する膜の均一な膜厚での薄
膜化を通してセンサの測定感度を向上させるとともに、
膜の耐久性の向上を図ることを目的とする。The present invention has been made to solve the above problems, and improves the measurement sensitivity of a sensor by reducing the thickness of a film interposed on the film surface of a metal thin film with a uniform film thickness.
The purpose is to improve the durability of the film.
【0015】[0015]
【課題を解決するための手段】かかる目的を達成するた
めに請求項1記載の表面プラズモン共鳴現象の励起構造
体で採用した手段は、入射した光を全反射させる光反射
面において、光のトンネル効果により表面プラズモン共
鳴現象を励起する構造体であって、入射する光と反射す
る光の透過経路をなす光透過媒体と、該光透過媒体の表
面に形成され、該表面を前記光反射面とする金属薄膜
と、該金属薄膜の膜面に形成された第1の有機薄膜と、
該第1の有機薄膜の膜面に形成された第2の有機薄膜と
を備え、前記第1の有機薄膜は、化合物構造式としてA
−B−Cで表わされる有機化合物からなり、更に、該化
合物構造式のAは、硫黄原子を含んだ多員環のスルフィ
ド又はジスルフィドであり、化合物構造式のBは、飽和
炭化水素鎖であり、化合物構造式のCは、水酸基,カル
ボキシル基,アミノ基,アルデヒド基,エポキシ基,ビ
ニル基の活性基およびハロゲン原子から選ばれた少なく
とも一の置換基であり、且つ、前記第1の有機薄膜は、
前記化合物構造式のAをなす多員環のスルフィド又はジ
スルフィドにおける硫黄原子と前記金属薄膜における金
属原子との化学的結合により、前記金属薄膜に固着して
おり、前記第2の有機薄膜は、架橋デキストラン,セル
ロース,でんぷん,アガロース,ポリアクリルアミド,
ポリビニルアルコール,ポリアクリル酸,ポリエチレン
グリコール,ポリビニル酢酸から選ばれた少なくとも一
の化合物および/又は該化合物の誘導体からなるヒドロ
ゲルであることをその要旨とする。In order to achieve the above object, the means adopted in the excitation structure for the surface plasmon resonance phenomenon according to claim 1 is a tunnel of light in a light reflecting surface for totally reflecting incident light. A structure that excites a surface plasmon resonance phenomenon by an effect, a light transmission medium that forms a transmission path of incident light and light that reflects, and a light transmission surface formed on the surface of the light transmission medium. And a first organic thin film formed on the film surface of the metal thin film,
A second organic thin film formed on the film surface of the first organic thin film, wherein the first organic thin film has a compound structural formula of A
-B-C is an organic compound, and A in the compound structural formula is a multi-membered sulfide or disulfide containing a sulfur atom, and B in the compound structural formula is a saturated hydrocarbon chain. C in the compound structural formula is at least one substituent selected from a hydroxyl group, a carboxyl group, an amino group, an aldehyde group, an epoxy group, an active group such as a vinyl group and a halogen atom, and the first organic thin film Is
It is fixed to the metal thin film by a chemical bond between the sulfur atom in the multi-membered ring sulfide or disulfide forming A of the compound structural formula and the metal atom in the metal thin film, and the second organic thin film is crosslinked. Dextran, cellulose, starch, agarose, polyacrylamide,
The gist of the invention is a hydrogel composed of at least one compound selected from polyvinyl alcohol, polyacrylic acid, polyethylene glycol and polyvinyl acetic acid and / or a derivative of the compound.
【0016】請求項2記載の表面プラズモン共鳴現象の
励起構造体では、前記化合物構造式のAを、5ないし7
員環のスルフィド又はジスルフィドのいずれかとした。In the excitation structure of the surface plasmon resonance phenomenon according to claim 2, A in the structural formula of the compound is 5 to 7
It was either a sulfide or a disulfide of the member ring.
【0017】請求項3の表面プラズモン共鳴現象の励起
構造体では、前記化合物構造式のBを、炭素原子数が2
から8の飽和炭化水素鎖とした。In the excitation structure of the surface plasmon resonance phenomenon according to claim 3, B of the compound structural formula has 2 carbon atoms.
To 8 saturated hydrocarbon chains.
【0018】請求項4記載のバイオセンサで採用した手
段は、請求項1ないし請求項3いずれか記載の表面プラ
ズモン共鳴現象の励起構造体を用いたバイオセンサであ
って、前記第2の有機薄膜をなすヒドロゲルには、測定
対象基質に対する識別機能を有し当該基質と生物化学的
反応を起こす生体物質を固定して備え、光源からの光を
前記光透過媒体を透過させて前記光反射面に集光して照
射する光照射手段と、前記光反射面で反射し前記光透過
媒体から外部に出射する反射光を受光し、該反射光の光
量を検出する受光手段とを備えることをその要旨とす
る。The means adopted in the biosensor according to claim 4 is the biosensor using the excitation structure of the surface plasmon resonance phenomenon according to any one of claims 1 to 3, wherein the second organic thin film is used. The hydrogel forming the is provided with a biological substance that has a function of discriminating against the substrate to be measured and that causes a biochemical reaction with the substrate, and the light from the light source is transmitted through the light transmission medium to the light reflection surface. It is provided with a light irradiating means for converging and irradiating, and a light receiving means for receiving the reflected light reflected by the light reflecting surface and emitted from the light transmitting medium to the outside, and detecting the light amount of the reflected light. And
【0019】[0019]
【作用】上記構成を有する請求項1記載の表面プラズモ
ン共鳴現象の励起構造体では、光透過媒体の表面を光反
射面とすべく形成された金属薄膜の膜面に、第1の有機
薄膜,第2の有機薄膜をこの順で形成して備える。第1
の有機薄膜は、化合物構造式としてA−B−Cで表わさ
れる有機化合物からなり、化合物構造式のAである多員
環のスルフィド又はジスルフィドにおける硫黄原子と金
属薄膜における金属原子との化学的結合により、金属薄
膜に固着する。つまり、この第1の有機薄膜をなす有機
化合物のそれぞれは、図1に模式的に示すように、多員
環のスルフィド又はジスルフィドにおける二つの硫黄原
子により金属薄膜に結合される。よって、有機化合物当
たりの結合箇所が増え、金属薄膜への有機化合物の結
合、延いては第1の有機薄膜の結合は強固となる。ま
た、結合自体が強固となることにより、第1の有機薄膜
の安定化には化合物構造式のBである飽和炭化水素鎖の
整列が不可欠ではなくなり、その炭素原子数を多くする
といった制限を受けない。よって、第1の有機薄膜の均
一化と薄膜化をもたらす。このため、生物化学的反応の
進行に伴う誘電率の変化を、金属薄膜の膜面の極めて近
傍のエバネッセント領域で均一に起こさせることができ
る。In the excitation structure of the surface plasmon resonance phenomenon according to claim 1 having the above structure, the first organic thin film is formed on the film surface of the metal thin film formed so that the surface of the light transmitting medium serves as the light reflecting surface. The second organic thin film is formed and provided in this order. First
The organic thin film of is composed of an organic compound represented by A-B-C as a compound structural formula, and a chemical bond between a sulfur atom in a multi-membered sulfide or disulfide that is A of the compound structural formula and a metal atom in a metal thin film. Adheres to the metal thin film. That is, each of the organic compounds forming the first organic thin film is bonded to the metal thin film by the two sulfur atoms in the multi-membered sulfide or disulfide as schematically shown in FIG. Therefore, the number of binding sites per organic compound increases, and the binding of the organic compound to the metal thin film, and thus the binding of the first organic thin film, becomes strong. Further, since the bond itself becomes strong, the alignment of the saturated hydrocarbon chain, which is B of the compound structural formula, is not essential for stabilizing the first organic thin film, and there is a limitation that the number of carbon atoms is increased. Absent. Therefore, the first organic thin film is made uniform and thin. Therefore, the change in the dielectric constant due to the progress of the biochemical reaction can be uniformly caused in the evanescent region extremely near the film surface of the metal thin film.
【0020】このように、硫黄原子を含んだ多員環のス
ルフィド又はジスルフィドが金属薄膜に強固に結合する
ことは、例えば硫黄原子を含んだ5員環,6員環のスル
フィド又はジスルフィド化合物は金などの金属に強く吸
着するとの報告(R.G.Nuzzoet al. JACS,1983,105,4
481-3)に詳述されている。そして、5員環,6員環の
スルフィド又はジスルフィドをその溶媒に0.0001
〜0.01mol/リットルの濃度で溶解し、当該溶液
に金属を数分から数日浸漬すると単分子層の形成がで
き、nmオーダーの膜厚の超薄膜を実現することができ
る。Thus, the strong binding of the sulfur atom-containing multi-membered ring sulfide or disulfide to the metal thin film means that, for example, a sulfur-containing 5-membered or 6-membered sulfide or disulfide compound is It is reported to be strongly adsorbed on metals such as RGNuzzo et al. JACS, 1983, 105, 4
481-3). Then, a 5-membered or 6-membered sulfide or disulfide is added to the solvent in an amount of 0.0001.
By dissolving at a concentration of 0.01 mol / liter and immersing the metal in the solution for several minutes to several days, a monomolecular layer can be formed, and an ultrathin film having a thickness of nm order can be realized.
【0021】また、この請求項1記載の表面プラズモン
共鳴現象の励起構造体では、第1の有機薄膜が化合物構
造式のAを金属薄膜に固着するので、化合物構造式のC
である置換基を第2の有機薄膜側とする。そして、この
第2の有機薄膜は、自身のヒドロゲルにおける未反応の
活性基が化合物構造式のCである置換基と加水分解,エ
ステル化反応又は酸化反応等を経て共有結合すること
で、第1の有機薄膜の膜面に結合・固定される。例え
ば、化合物構造式のCである置換基がカルボキシル基で
ある場合には、第2の有機薄膜を水酸基を有するヒドロ
ゲルとする。そして、このヒドロゲルにおける水酸基と
化合物構造式のCであるカルボキシル基とのエステル化
反応によって、第2の有機薄膜は、第1の有機薄膜の膜
面に結合・固定され、この第1の有機薄膜を介在させて
金属薄膜の膜面に形成される。この場合、第2の有機薄
膜は、そのヒドロゲルに種々の生体物質が固定化される
ことでリガンド層となる。In the surface plasmon resonance excited structure according to the first aspect, since the first organic thin film fixes A of the compound structural formula to the metal thin film, C of the compound structural formula is used.
And the substituent is the second organic thin film side. Then, in this second organic thin film, the unreacted active group in its own hydrogel is covalently bonded to the substituent represented by C of the compound structural formula through a hydrolysis, an esterification reaction, an oxidation reaction, or the like. Is bonded and fixed to the film surface of the organic thin film. For example, when the substituent represented by C in the compound structural formula is a carboxyl group, the second organic thin film is a hydrogel having a hydroxyl group. Then, the second organic thin film is bonded and fixed to the film surface of the first organic thin film by the esterification reaction between the hydroxyl group in the hydrogel and the carboxyl group which is C of the compound structural formula, and the first organic thin film is bonded and fixed. Is formed on the film surface of the metal thin film. In this case, the second organic thin film becomes a ligand layer by immobilizing various biological substances on the hydrogel.
【0022】ここで、第1の有機薄膜の固着対象となる
金属薄膜は、光透過媒体の表面への形成により当該表面
を光反射面とでき、化合物構造式のAである多員環のス
ルフィド又はジスルフィドにおける硫黄原子との結合が
可能な金属からなる薄膜であれば良い。このため、硫黄
原子との結合強度を考慮すると、金の薄膜であることが
最適であるが、銅又は銀の薄膜であっても良いことは勿
論である。Here, the metal thin film to which the first organic thin film is fixed can form a light-reflecting surface by forming it on the surface of the light transmitting medium, and the multi-membered ring sulfide represented by the compound structural formula A can be used. Alternatively, a thin film made of a metal capable of binding to a sulfur atom in disulfide may be used. Therefore, in consideration of the bond strength with the sulfur atom, the gold thin film is most suitable, but it is needless to say that the copper or silver thin film may be used.
【0023】請求項2記載の表面プラズモン共鳴現象の
励起構造体では、化合物構造式のAを、5ないし7員環
のスルフィド又はジスルフィドのいずれかとしたので、
汎用化合物であるこれらスルフィド又はジスルフィドで
構成できる。この場合、例えば、5員環のジスルフィド
の3位にカルボキシブチル基が結合したチオクチック酸
を用いると、金属薄膜の膜面に容易にカルボン酸を導入
することができる。この際の有機化合物は、化合物構造
式のAである5員環のジスルフィドに、化合物構造式の
B,Cからなるカルボン酸が結合したものであり、その
置換の位置は3位である。また、化合物構造式のBは飽
和炭素水素鎖のブチル基であり、化合物構造式のCであ
る末端の置換基はカルボキシル基である。この場合、5
員環のスルフィド、或いは6員環又は7員環のスルフィ
ド又はジスルフィドでも、化合物構造式のCがアミノ
基,水酸基等や、アルデヒド基,エポキシ基,ビニル基
およびハロゲン原子などでもよい。また、化合物構造式
のBの置換の位置が3位であることに限られるわけでは
なく、置換位置が4位等でも良い。In the excited structure of the surface plasmon resonance phenomenon according to claim 2, since A of the compound structural formula is either a sulfide or a disulfide of a 5- to 7-membered ring,
It can be composed of these sulfides or disulfides which are general-purpose compounds. In this case, for example, if a thiobutylic acid having a carboxybutyl group bonded to the 3-position of a 5-membered disulfide is used, the carboxylic acid can be easily introduced into the film surface of the metal thin film. In this case, the organic compound is a 5-membered ring disulfide, which is A in the compound structural formula, to which a carboxylic acid composed of B and C in the compound structural formula is bonded, and the substitution position is the 3-position. Further, B in the compound structural formula is a butyl group of a saturated carbon-hydrogen chain, and the terminal substituent which is C in the compound structural formula is a carboxyl group. In this case, 5
A membered ring sulfide, a 6-membered ring or a 7-membered ring sulfide or a disulfide, or C in the compound structural formula may be an amino group, a hydroxyl group or the like, an aldehyde group, an epoxy group, a vinyl group or a halogen atom. Further, the substitution position of B in the compound structural formula is not limited to the 3-position, and the substitution position may be the 4-position or the like.
【0024】請求項3の表面プラズモン共鳴現象の励起
構造体では、化合物構造式のBを、炭素原子数が2から
8の飽和炭化水素鎖としたので、この炭素原子数で規定
される有機化合物の鎖状長さが短くなり第1の有機薄膜
の薄膜化をもたらす。この場合、炭素原子数が4程度で
あると、薄膜化に加えて化合物構造式のCの置換基に適
度な運動性を与えることができ望ましい。また、化合物
構造式のBが炭素原子数が2から8の飽和炭化水素鎖で
あれば、その原材料の入手や合成が容易であり好まし
い。In the excitation structure of the surface plasmon resonance phenomenon of claim 3, since B of the compound structural formula is a saturated hydrocarbon chain having 2 to 8 carbon atoms, the organic compound defined by this carbon atom number Has a short chain length, which leads to thinning of the first organic thin film. In this case, when the number of carbon atoms is about 4, it is desirable because in addition to thinning the film, in addition to imparting appropriate mobility to the substituent of C in the compound structural formula. Further, it is preferable that B in the compound structural formula is a saturated hydrocarbon chain having 2 to 8 carbon atoms, because the raw materials thereof can be easily obtained and synthesized.
【0025】請求項4記載のバイオセンサでは、第2の
有機薄膜をなすヒドロゲルに生体物質を固定すること
で、この第2の有機薄膜をリガンド層とする。この場
合、ヒドロゲルへの生体物質の固定は、ヒドロゲル中の
未反応水酸基をカルボン酸やアミノ基に変化させた後に
酵素や抗体等の生体物質を結合すること等でなされる。In the biosensor according to the fourth aspect, the second organic thin film serves as a ligand layer by immobilizing a biological substance on the hydrogel forming the second organic thin film. In this case, the immobilization of the biological substance on the hydrogel is performed by converting an unreacted hydroxyl group in the hydrogel into a carboxylic acid or an amino group and then binding the biological substance such as an enzyme or an antibody.
【0026】そして、このバイオセンサでは、用いた表
面プラズモン共鳴現象の励起構造体の金属薄膜の膜面に
固定される第1の有機薄膜の均一化と薄膜化とにより、
生物化学的反応の進行に伴う誘電率の変化は、金属薄膜
の膜面の極めて近傍のエバネッセント領域で均一に起き
る。このため、金属薄膜を挟んだエバネッセント波と表
面プラズモン波とがその波数が一致して共鳴する表面プ
ラズモン共鳴現象は励起し易くなる。In this biosensor, the first organic thin film fixed on the film surface of the metal thin film of the excitation structure of the surface plasmon resonance phenomenon used is made uniform and thin,
The change in the dielectric constant due to the progress of the biochemical reaction occurs uniformly in the evanescent region in the very vicinity of the film surface of the metal thin film. Therefore, the surface plasmon resonance phenomenon in which the evanescent wave and the surface plasmon wave sandwiching the metal thin film resonate when their wave numbers match each other is easily excited.
【0027】この場合、上記構成を有する請求項4記載
のバイオセンサでは、光源からの光が光透過媒体に入射
して光反射面で全反射し、光透過媒体から出射して受光
されるまでの間における光の挙動、および基質測定手法
は従来と同じである。In this case, in the biosensor having the above structure, the light from the light source is incident on the light transmitting medium, is totally reflected by the light reflecting surface, and is emitted from the light transmitting medium until received. The behavior of light during the period and the substrate measurement method are the same as the conventional one.
【0028】[0028]
【実施例】次に、本発明に係る表面プラズモン共鳴現象
の励起構造体とこれを用いたバイオセンサの好適な実施
例について、図面に基づき説明する。まず、バイオセン
サ10の構成について説明する。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Next, preferred embodiments of the surface plasmon resonance phenomenon excitation structure and a biosensor using the same according to the present invention will be described with reference to the drawings. First, the configuration of the biosensor 10 will be described.
【0029】センサの概略側面図である図2に示すよう
に、バイオセンサ10は、光学ガラスからなるプリズム
12を備え、このプリズム12の上面には、マッチング
オイル14を介在させてサンプルプレート16が載置さ
れている。サンプルプレート16は、プリズム12と同
質の光学ガラスから形成されており、その屈折率は、プ
リズム12と同一である。また、マッチングオイル14
は、その屈折率がプリズム12やサンプルプレート16
と同程度のオイルであり、プリズム12とマッチングオ
イル14との間の屈折率の整合を取るよう機能する。よ
って、当該機能を果たし得るものであれば、マッチング
オイル14に替えて、ゲル,疎水性高分子等を用いるこ
ともできる。As shown in FIG. 2, which is a schematic side view of the sensor, the biosensor 10 is provided with a prism 12 made of optical glass, and a sample plate 16 is provided on the upper surface of the prism 12 with a matching oil 14 interposed. It has been placed. The sample plate 16 is formed of the same optical glass as the prism 12, and its refractive index is the same as that of the prism 12. Also, matching oil 14
Has a refractive index of prism 12 or sample plate 16
It is an oil of the same degree as, and functions to match the refractive index between the prism 12 and the matching oil 14. Therefore, gel, hydrophobic polymer, or the like can be used instead of the matching oil 14 as long as it can fulfill the function.
【0030】サンプルプレート16の上面には、金の薄
膜(Au薄膜)18が50nmの膜厚で蒸着形成されて
おり、サンプルプレート16上面は、このAu薄膜18
の蒸着範囲に亘って幾何学的な全反射条件で光を反射す
る全反射面の光反射面20となる。そして、サンプルプ
レート16とこのAu薄膜18で、光反射面20におい
てエバネッセント波結合が形成されている。更に、この
Au薄膜18の膜面には、測定対象基質に対する識別機
能を有し該基質と生物化学的反応を起こす生体物質を固
定化したリガンド層22が有機薄膜層26を介在させて
形成されている。このリガンド層22および有機薄膜層
26については、後述する。なお、リガンド層22は、
紙面の手前側と奥側とで2分割されており、手前側のリ
ガンド層22は活性のある生体物質を固定化したリガン
ド層とされ、奥側他方のリガンド層22は失活した生体
物質を固定化したリガンド層とされている。つまり、基
質測定用センサ部としては手前側のリガンド層22が用
いられ、その補正用センサ部には奥側のリガンド層22
が用いられる。この場合、生体物質の失活は、強酸や強
アルカリにより、或いは紫外線等の電子線照射や超音波
処理,70℃程度での加熱処理等の失活処理によりなさ
れる。A gold thin film (Au thin film) 18 having a film thickness of 50 nm is formed on the upper surface of the sample plate 16 by vapor deposition. The Au thin film 18 is formed on the upper surface of the sample plate 16.
The light reflection surface 20 is a total reflection surface that reflects light under the geometrical total reflection condition over the vapor deposition range. The sample plate 16 and the Au thin film 18 form evanescent wave coupling on the light reflecting surface 20. Further, on the film surface of the Au thin film 18, a ligand layer 22 having a function of discriminating against a substrate to be measured and immobilizing a biological substance which causes a biochemical reaction with the substrate is formed with an organic thin film layer 26 interposed. ing. The ligand layer 22 and the organic thin film layer 26 will be described later. The ligand layer 22 is
The front side and the back side of the paper are divided into two, the front side ligand layer 22 is a ligand layer on which an active biological substance is immobilized, and the other back side ligand layer 22 is a deactivated biological substance. It is a fixed ligand layer. That is, the front side ligand layer 22 is used as the substrate measurement sensor section, and the back side ligand layer 22 is used as the correction sensor section.
Is used. In this case, the biological material is inactivated by a strong acid or a strong alkali, or by electron beam irradiation such as ultraviolet rays, ultrasonic treatment, or heat treatment at about 70 ° C.
【0031】この他、バイオセンサ10は、LED(発
光ダイオード)等の単一波長の光をライン状に発する図
示しない光源を備え、この光源からプリズム12に向け
て光を照射する。光源とプリズム12との間には、プリ
ズム12の手前において集光レンズ24が、更に光源と
集光レンズ24との間には図示しないp偏光板が配置さ
れている。そして、集光レンズ24は、当該レンズを通
過した光が光反射面20にライン状に集光するようその
位置が調整されている。従って、光源から照射された光
は、p偏光された後に集光レンズ24に到り、その後
は、p偏光光としてプリズム12を透過し光反射面20
にライン状に集光される。よって、この光反射面20に
は、p偏光板によりp偏光されて入射面内の波動として
の光が、集光レンズ24の焦点距離Fや開口長D,集光
レンズ24の光軸の角度等で定まる所定範囲の入射角
(θ1 〜θ2 )で到達する。In addition, the biosensor 10 includes a light source (not shown) that linearly emits light of a single wavelength such as an LED (light emitting diode), and irradiates the prism 12 with light from this light source. A condenser lens 24 is arranged between the light source and the prism 12 in front of the prism 12, and a p polarizing plate (not shown) is arranged between the light source and the condenser lens 24. The position of the condenser lens 24 is adjusted so that the light passing through the condenser lens 24 is condensed in a line on the light reflection surface 20. Therefore, the light emitted from the light source reaches the condenser lens 24 after being p-polarized, and thereafter passes through the prism 12 as p-polarized light and is reflected by the light reflecting surface 20.
The light is focused in a line. Therefore, on the light reflecting surface 20, the light that is p-polarized by the p-polarizing plate and is a wave in the incident surface is the focal length F and the aperture length D of the condenser lens 24 and the angle of the optical axis of the condenser lens 24. It arrives at an incident angle (θ1 to θ2) within a predetermined range determined by the above.
【0032】また、光反射面20で全反射した反射光が
プリズム12から出射する側には、受光した光量を検出
して電気信号に変換するCCD撮像素子28が配置され
ている。CCD撮像素子28は、2048ビットの受光
素子をライン状に配列してなるリニアイメージセンサで
ある。従って、光反射面20で全反射した光(p偏光
光)は、プリズム12を通過してCCD撮像素子28に
受光され、このCCD撮像素子28により、その光量が
検出される。光反射面20で反射した反射光は、光反射
面20における入射光と同様、入射面内の振幅の波動で
あり、CCD撮像素子28では、反射角ごとの光量、即
ち上記範囲の入射角(θ1 〜θ2 )ごとの光量がCCD
撮像素子28の受光範囲の受光素子により検出される。A CCD image pickup device 28 for detecting the amount of received light and converting it into an electric signal is arranged on the side where the reflected light totally reflected by the light reflecting surface 20 is emitted from the prism 12. The CCD image pickup device 28 is a linear image sensor in which 2048-bit light receiving elements are arranged in a line. Therefore, the light (p-polarized light) totally reflected by the light reflecting surface 20 passes through the prism 12 and is received by the CCD image pickup device 28, and the CCD image pickup device 28 detects the amount of light. The reflected light reflected by the light reflecting surface 20 is a wave having an amplitude within the incident surface, similar to the incident light on the light reflecting surface 20, and in the CCD image pickup device 28, the amount of light for each reflecting angle, that is, the incident angle within the above range ( The amount of light for each θ1 to θ2) is the CCD
It is detected by the light receiving element in the light receiving range of the image pickup element 28.
【0033】この場合、サンプルプレート16における
Au薄膜18の膜面では、被測定溶液の誘電率がリガン
ド層22における生体物質の活性の有無により以下に説
明するよう変化して変化後の値に安定し、この様子がそ
れぞれのCCD撮像素子28から検出される。In this case, on the film surface of the Au thin film 18 in the sample plate 16, the dielectric constant of the solution to be measured changes as described below depending on the presence or absence of the activity of the biological substance in the ligand layer 22 and stabilizes at the changed value. Then, this state is detected from each CCD image pickup device 28.
【0034】活性のある生体物質が固定されたリガンド
層22の側では、この生体物質と測定対象基質との生物
化学的反応が基質濃度で規定される程度だけ進行するの
で、被測定溶液の誘電率、延いてはその屈折率は、生物
化学的反応の進行に伴い変化し基質濃度で規定される値
になると安定する。この際の被測定溶液の誘電率、延い
てはその屈折率の変化は、サンプルプレート16とAu
薄膜18とで形成されるエバネッセント波結合により、
表面プラズモン共鳴現象が起きた場合の反射光のエネル
ギの現象として観察される。On the side of the ligand layer 22 to which the active biological substance is fixed, the biochemical reaction between the biological substance and the substrate to be measured proceeds to the extent defined by the substrate concentration, so that the dielectric constant of the solution to be measured is increased. The index, and thus its refractive index, changes as the biochemical reaction progresses and stabilizes at a value defined by the substrate concentration. At this time, the change in the dielectric constant of the solution to be measured, and thus in the refractive index, is different from that of the sample plate 16 and Au.
By the evanescent wave coupling formed with the thin film 18,
It is observed as a phenomenon of energy of reflected light when the surface plasmon resonance phenomenon occurs.
【0035】つまり、光源から照射されたp偏光光は、
集光レンズ24により集光されて上記した範囲(θ1 〜
θ2 )の入射角で、エバネッセント波結合が形成された
光反射面20に到る。このとき、上記した範囲のうちの
ある角度θS1の入射角で入射したp偏光光は、Au薄膜
18の光反射面20側膜面のエバネッセント波とAu薄
膜18の被測定溶液側の表面プラズモン波とを、その波
数を一致させて共鳴させ表面プラズモン共鳴現象を引き
起こす。この表面プラズモン共鳴現象が起きると、入射
角が共振角θS1の光のエネルギは表面プラズモン波の励
起エネルギに使われて、光反射面20からの反射角が共
振角θS1の反射光のエネルギは減少する。That is, the p-polarized light emitted from the light source is
The light is condensed by the condenser lens 24 and is in the above range (θ1 ~
At the incident angle of θ 2), the light reaches the light reflecting surface 20 where the evanescent wave coupling is formed. At this time, the p-polarized light incident at an incident angle of a certain angle θS1 within the above range is an evanescent wave on the light reflection surface 20 side film surface of the Au thin film 18 and a surface plasmon wave on the measured solution side of the Au thin film 18. And cause the surface plasmon resonance phenomenon by causing their wave numbers to resonate. When this surface plasmon resonance phenomenon occurs, the energy of the light whose incident angle is the resonance angle θS1 is used as the excitation energy of the surface plasmon wave, and the energy of the reflected light whose reflection angle from the light reflecting surface 20 is the resonance angle θS1 decreases. To do.
【0036】このため、入射角(θ1 〜θ2 )ごとの光
反射面からの反射光をθ1 〜θ2 の反射角で受光してい
るCCD撮像素子28における受光光量の様子は、図3
に模式的に示すように、共振角θS1の反射光のエネルギ
(光量)が最低となる(図3(A))。Therefore, the state of the amount of light received by the CCD image pickup device 28 which receives the reflected light from the light reflecting surface for each incident angle (θ1 to θ2) at the reflection angle of θ1 to θ2 is shown in FIG.
As schematically shown in FIG. 3, the energy (light amount) of the reflected light at the resonance angle θS1 is the lowest (FIG. 3 (A)).
【0037】一方、失活した生体物質が固定されたリガ
ンド層22の側では、測定対象基質との生物化学的反応
は進行しないので、被測定溶液の誘電率、延いてはその
屈折率は初期の値のまま一定である。しかし、ある角度
θS0の入射角で入射したp偏光光により表面プラズモン
共鳴現象は起き、この場合のCCD撮像素子28におけ
る受光光量の様子は、共振角θS0の反射光のエネルギが
最低となる(図3(B))。On the other hand, since the biochemical reaction with the substrate to be measured does not proceed on the side of the ligand layer 22 to which the inactivated biomaterial is fixed, the dielectric constant of the solution to be measured, and hence its refractive index, is initially low. The value of is constant. However, the surface plasmon resonance phenomenon occurs due to the p-polarized light incident at an incident angle of a certain angle θS0, and the amount of received light in the CCD image pickup device 28 in this case is such that the energy of the reflected light at the resonance angle θS0 becomes the minimum (Fig. 3 (B)).
【0038】ところで、図3の模式図における横軸の入
射角は、CCD撮像素子28における2048ビットの
受光素子の並びに相当する。そして、このCCD撮像素
子28の各受光素子での検出結果が上記の光量分布をな
す。The incident angle on the horizontal axis in the schematic view of FIG. 3 corresponds to the arrangement of the 2048-bit light receiving elements in the CCD image pickup device 28. Then, the detection result of each light receiving element of the CCD image pickup element 28 forms the above light amount distribution.
【0039】次に、リガンド層22および有機薄膜層2
6の製造工程について説明する。まず、最初の工程で
は、Au薄膜18を上記の膜厚で所定範囲に亘って蒸着
・形成したサンプルプレート16を用意する。続く第2
の工程では、5員環のジスルフィドの3位の置換位置に
カルボキシブチル基が結合したチオクチック酸を用意
し、このチオクチック酸をエタノール/水混合溶媒(体
積比4:1)にその濃度が2mmol/リットルとなる
よう溶解し、チオクチック酸溶液を調製する。その後
は、第3の工程にて、この調製済みチオクチック酸溶液
にサンプルプレート16を5分間浸漬し、上記エタノー
ル/水混合溶媒で十分に洗浄後、精製水で水洗した。な
お、サンプルプレート16の浸漬に当たっては、Au薄
膜18がチオクチック酸溶液に浸漬されればよい。Next, the ligand layer 22 and the organic thin film layer 2
The manufacturing process of No. 6 will be described. First, in the first step, the sample plate 16 is prepared in which the Au thin film 18 is vapor-deposited and formed in the above-described thickness over a predetermined range. The second that follows
In the step of, a thioctic acid having a carboxybutyl group bonded to the 3-position substitution position of the 5-membered disulfide is prepared, and the concentration of this thioctic acid is 2 mmol / in an ethanol / water mixed solvent (volume ratio 4: 1). Dissolve to liter to prepare a thiotic acid solution. After that, in the third step, the sample plate 16 was immersed in this prepared thiotic acid solution for 5 minutes, thoroughly washed with the above ethanol / water mixed solvent, and then washed with purified water. When the sample plate 16 is dipped, the Au thin film 18 may be dipped in a thiotic acid solution.
【0040】この第3の工程の過程では、チオクチック
酸の5員環のジスルフィドにおける二つの硫黄原子がエ
タノール/水混合溶媒の存在下でAu薄膜18膜面にお
ける金の原子と結合する。この場合、チオクチック酸末
端の置換基である水酸基(酸性水酸基)は、その性質か
らAu薄膜18膜面における金の原子と結合することは
ない。よって、第1〜第3の工程を経ることで、5員環
のジスルフィドを化合物構造式のAとし、炭素原子数が
4のブチル基を化合物構造式のBとし、水酸基を化合物
構造式のCとし、A−B−Cなる化合物構造式で表わさ
れる有機化合物が、Au薄膜18の膜面に、二つの硫黄
原子の結合を介して結合・固定される。そして、それぞ
れのこの有機化合物がAu薄膜18膜面に固定されるこ
とで、Au薄膜18の膜面には、このA−B−Cなる化
合物構造式で表わされる有機化合物からなる有機薄膜層
26が、図1に示すように固着される。つまり、Au薄
膜18膜面への有機薄膜層26の形成は第1〜第3の工
程で完了する。そして、この有機薄膜層26が、本発明
にいう第1の有機薄膜である。In the process of this third step, two sulfur atoms in the 5-membered disulfide of thiotic acid combine with the gold atoms on the Au thin film 18 film surface in the presence of the ethanol / water mixed solvent. In this case, the hydroxyl group (acidic hydroxyl group), which is the substituent at the terminal of the thiotic acid, does not bond with the gold atom on the surface of the Au thin film 18 due to its nature. Therefore, through the first to third steps, the 5-membered ring disulfide is designated as A in the compound structural formula, the butyl group having 4 carbon atoms is designated as B in the compound structural formula, and the hydroxyl group is designated as C in the compound structural formula. Then, the organic compound represented by the compound structural formula A-B-C is bonded and fixed to the film surface of the Au thin film 18 through the bond of two sulfur atoms. Then, each of these organic compounds is fixed on the film surface of the Au thin film 18, so that the organic thin film layer 26 made of the organic compound represented by the compound structural formula ABC is formed on the film surface of the Au thin film 18. Are fixed as shown in FIG. That is, the formation of the organic thin film layer 26 on the Au thin film 18 film surface is completed in the first to third steps. The organic thin film layer 26 is the first organic thin film according to the present invention.
【0041】有機薄膜層26(第1の有機薄膜)の形成
に続く第4の工程では、ヒドロキシプロピルセルロース
(HPC)のアルカリ性水溶液(4.2gのHPCを
0.1mol/リットルの水酸化ナトリウム(NaO
H)水溶液40mlに溶解した溶液)を調製し当該セル
ロースのヒドロゲルとする。このヒドロゲルを用いて、
本発明にいう第2の有機薄膜を形成する。In the fourth step following the formation of the organic thin film layer 26 (first organic thin film), an alkaline aqueous solution of hydroxypropyl cellulose (HPC) (4.2 g of HPC and 0.1 mol / liter of sodium hydroxide ( NaO
H) A solution dissolved in 40 ml of an aqueous solution) is prepared to obtain the cellulose hydrogel. With this hydrogel,
The second organic thin film according to the present invention is formed.
【0042】続く第5の工程では、上記の第1〜第3の
工程を経たサンプルプレート16をこの調製済みHPC
のアルカリ性水溶液に24時間浸漬し、その後は純水で
十分に洗浄する。この浸漬・処理の間に、有機薄膜層2
6のカルボキシル基とHPCにおける未反応の水酸基と
はエステル反応により共有結合される。更に、第6の工
程にて、ブロム酢酸のアルカリ性溶液(ブロム酢酸2.
7gを0.1mol/リットルのNaOH水溶液に溶解
した溶液)を調製し、その後は、第5の工程を実施済み
のサンプルプレート16をこの調製済みブロム酢酸のア
ルカリ性溶液によって16時間に亘って浸漬・処理し、
その後は純水で十分に洗浄する。この浸漬・処理の間
に、A−B−Cなる化合物構造式で表わされる有機化合
物のCである水酸基、即ち有機薄膜層26膜面の水酸基
はカルボキシル化されカルボキシル基となる。以上、第
5,第6の工程により、有機薄膜層26の膜面には第2
の有機薄膜が結合・固定され、Au薄膜18膜面には、
当該膜面側に有機薄膜層26と第2の有機薄膜とがこの
順に結合・固定して形成される。換言すれば、第2の有
機薄膜は、有機薄膜層26を介在させてサンプルプレー
ト16のAu薄膜18膜面に形成される。In the subsequent fifth step, the sample plate 16 subjected to the above first to third steps is processed into the prepared HPC.
It is immersed in the alkaline aqueous solution for 24 hours and then thoroughly washed with pure water. During this immersion / treatment, the organic thin film layer 2
The carboxyl group of 6 and the unreacted hydroxyl group in HPC are covalently bonded by an ester reaction. Further, in the sixth step, an alkaline solution of bromoacetic acid (bromoacetate 2.
A solution of 7 g dissolved in a 0.1 mol / liter NaOH aqueous solution) was prepared, and thereafter, the sample plate 16 subjected to the fifth step was immersed in the prepared alkaline solution of bromoacetic acid for 16 hours. Process and
After that, thoroughly wash with pure water. During this immersion / treatment, the hydroxyl group which is C of the organic compound represented by the compound structural formula ABC, that is, the hydroxyl group on the film surface of the organic thin film layer 26 is carboxylated to become a carboxyl group. As described above, by the fifth and sixth steps, a second film is formed on the film surface of the organic thin film layer 26.
The organic thin film of is bonded and fixed, and on the Au thin film 18 film surface,
The organic thin film layer 26 and the second organic thin film are formed on the film surface side by bonding and fixing in this order. In other words, the second organic thin film is formed on the Au thin film 18 film surface of the sample plate 16 with the organic thin film layer 26 interposed.
【0043】次に、第7の工程では、Au薄膜18膜面
における上記第2の有機薄膜を、N−ヒドロキシスクシ
ンイミドとN−(3−ジメチルアミノプロピル)−N’
−エチルカルボジイミド塩酸塩の混合水溶液(濃度はそ
れぞれ1mol/リットルと0.1mol/リットル)
に10分間に亘り接触させて、セルロース中のカルボキ
シル基を活性化する。そして、その後の第8の工程に
て、第2の有機薄膜に、ヒトアルブミン抗体の緩衝溶液
(抗体10mgをリン酸緩衝液10mlに溶解した溶
液)を10分間に亘り接触させ、上記活性化された未反
応のカルボキシル基を介して、第2の有機薄膜にヒトア
ルブミン抗体を固定化した。Next, in the seventh step, the second organic thin film on the Au thin film 18 surface is treated with N-hydroxysuccinimide and N- (3-dimethylaminopropyl) -N '.
-A mixed aqueous solution of ethylcarbodiimide hydrochloride (concentrations are 1 mol / liter and 0.1 mol / liter, respectively)
The carboxylic acid groups in the cellulose are activated by contacting with the above for 10 minutes. Then, in the subsequent eighth step, the second organic thin film is brought into contact with a buffer solution of a human albumin antibody (solution in which 10 mg of antibody is dissolved in 10 ml of phosphate buffer) for 10 minutes to activate the above. The human albumin antibody was immobilized on the second organic thin film through the unreacted carboxyl group.
【0044】つまり、この第8の工程で、有機薄膜層2
6膜面の第2の有機薄膜は、ヒトアルブミン抗体を固定
化したリガンド層22となり、基質測定に供することの
できるサンプルプレート16が完成する。そして、この
完成したサンプルプレート16をマッチングオイル14
を介在させてプリズム12に載置すれば、測定対象基質
であるヒトアルブミンの測定が可能なバイオセンサ10
が完成する。なお、第8の工程では、ヒトアルブミン抗
体の固定化に続く後処理として、エタノールアミン塩酸
塩(pH8.5,水溶液濃度1mol/リットル)にて
5分間浸漬し、その後に純水にて洗浄した。That is, in the eighth step, the organic thin film layer 2
The second organic thin film having six membranes becomes the ligand layer 22 on which the human albumin antibody is immobilized, and the sample plate 16 that can be used for substrate measurement is completed. Then, the completed sample plate 16 is matched with the matching oil 14
A biosensor 10 capable of measuring human albumin, which is a measurement target substrate, if the biosensor 10 is mounted on the prism 12 with a substrate interposed therebetween.
Is completed. In the eighth step, as a post-treatment following immobilization of the human albumin antibody, it was immersed in ethanolamine hydrochloride (pH 8.5, aqueous solution concentration 1 mol / liter) for 5 minutes and then washed with pure water. .
【0045】なお、上記した工程において調製する種々
の溶液やヒドロゲル等を予め調製して起き、その都度に
サンプルプレート16を浸漬処理することもできる。ま
た、これら調製工程を平行して行なうことも可能である
ことは勿論である。It is also possible to prepare various solutions or hydrogels prepared in the above steps in advance and immerse the sample plate 16 each time. Further, it goes without saying that these preparation steps can be performed in parallel.
【0046】ここで、上記した本実施例のバイオセンサ
10と従来のバイオセンサ(比較例)との対比試験につ
いて説明する。比較例のバイオセンサは、Au薄膜18
膜面に有機薄膜層26を介在させてリガンド層22を形
成した構成では本実施例のバイオセンサ10と同一であ
るが、有機薄膜層26をなす有機化合物の化合物構造と
リガンド層22をなすヒドロゲルの種類とにおいて本実
施例のバイオセンサ10と相違する。つまり、この比較
例のバイオセンサは、有機薄膜層26を16−メルカプ
トヘキサデカノールから形成し、リガンド層22を架橋
デキストラン(商品名:T−500,Pharmaci
aAB社製)のヒドロゲルから形成した。比較例のバイ
オセンサにおいて有機薄膜層26をなす16−メルカプ
トヘキサデカノールは、X−R−Yなる化合物構造式と
して表わされる有機化合物であり、この化合物構造式の
Xは非対称又は対称のジスルフィド,ジセレニド,チオ
ール,セレノールであり、Rは炭素原子数が10〜32
の飽和炭化水素鎖であり、Yは水酸基,アミノ基,カル
ボキシル基,エポキシ基である。なお、本実施例のバイ
オセンサ10と比較例のバイオセンサとで、リガンド層
22をなすヒドロゲルがHPCである点と架橋デキスト
ランである点とで相違する。しかし、両者とも同一の活
性基(水酸基)を生体物質固定のために有するので、こ
の相違はセンサ感度を左右するものではない。A comparison test between the biosensor 10 of the present embodiment and a conventional biosensor (comparative example) will be described below. The biosensor of the comparative example is the Au thin film 18
The structure in which the ligand layer 22 is formed by interposing the organic thin film layer 26 on the film surface is the same as that of the biosensor 10 of this embodiment, but the compound structure of the organic compound forming the organic thin film layer 26 and the hydrogel forming the ligand layer 22 are the same. The type of the biosensor 10 differs from the biosensor 10 of the present embodiment. That is, in the biosensor of this comparative example, the organic thin film layer 26 was formed from 16-mercaptohexadecanol, and the ligand layer 22 was crosslinked with dextran (trade name: T-500, Pharmaci.
aAB) hydrogel. In the biosensor of Comparative Example, 16-mercaptohexadecanol forming the organic thin film layer 26 is an organic compound represented by a compound structural formula X-R-Y, and X in the compound structural formula is an asymmetric or symmetric disulfide, These are diselenide, thiol, and selenol, and R has 10 to 32 carbon atoms.
Is a saturated hydrocarbon chain, and Y is a hydroxyl group, amino group, carboxyl group, or epoxy group. The biosensor 10 of the present example and the biosensor of the comparative example are different in that the hydrogel forming the ligand layer 22 is HPC and crosslinked dextran. However, since both have the same active group (hydroxyl group) for immobilizing a biological substance, this difference does not affect the sensor sensitivity.
【0047】上記構成の比較例のバイオセンサは、以下
のようにしてリガンド層,有機薄膜層を製造した。な
お、その説明に当たっては、実施例のバイオセンサ10
と同一或いは近似した工程については簡略することとす
る。In the biosensor of the comparative example having the above structure, the ligand layer and the organic thin film layer were manufactured as follows. In the explanation, the biosensor 10 of the embodiment will be described.
Steps that are the same as or similar to the above will be simplified.
【0048】第1の工程では、Au薄膜18を蒸着・形
成したサンプルプレート16を用意する。第2の工程で
は、16−メルカプトヘキサデカノールをエタノール/
水混合溶媒に溶解した溶液を調製する。その濃度等は、
実施例のバイオセンサ10と同一である。第3の工程で
は、バイオセンサ10の場合と同様に、サンプルプレー
ト16の浸漬,溶媒での洗浄,精製水での水洗を行な
う。この第3の工程の過程で、16−メルカプトヘキサ
デカノールジスルフィドの硫黄原子がAu薄膜18膜面
における金の原子と結合し、Au薄膜18膜面には、図
6に示すように、X−R−Yなる化合物構造式として表
わされる16−メルカプトヘキサデカノールからなる有
機薄膜層が固着される。この有機薄膜層は、本実施例の
バイオセンサ10における有機薄膜層26に相当する。
次に第4の工程で、0.6mol/リットルのエピクロ
ルヒドリンと0.4mol/リットルのジエチレングリ
コールジメチルエーテルのNaOH水溶液(0.4mo
l/リットル)を調整する。続く第5の工程で、第3の
工程が施されたサンプルプレート16を上述の水溶液に
4時間に亘って浸漬する。第4,第5の工程で16−メ
ルカプトヘキサデカノールの水酸基はエポキシ基に変換
される。In the first step, a sample plate 16 having an Au thin film 18 deposited and formed thereon is prepared. In the second step, 16-mercaptohexadecanol was added to ethanol /
A solution dissolved in a water mixed solvent is prepared. The concentration, etc.
This is the same as the biosensor 10 of the example. In the third step, as in the case of the biosensor 10, the sample plate 16 is immersed, washed with a solvent, and washed with purified water. In the process of this third step, the sulfur atom of 16-mercaptohexadecanol disulfide is bonded to the gold atom on the Au thin film 18 film surface, and as shown in FIG. An organic thin film layer made of 16-mercaptohexadecanol represented by the structural formula of RY is fixed. This organic thin film layer corresponds to the organic thin film layer 26 in the biosensor 10 of this embodiment.
Next, in the fourth step, an aqueous solution of 0.6 mol / liter of epichlorohydrin and 0.4 mol / liter of diethylene glycol dimethyl ether in NaOH (0.4 mol / liter) was used.
1 / liter). In the subsequent fifth step, the sample plate 16 subjected to the third step is immersed in the above-mentioned aqueous solution for 4 hours. In the fourth and fifth steps, the hydroxyl group of 16-mercaptohexadecanol is converted into an epoxy group.
【0049】第6の工程では、架橋デキストランのアル
カリ性水溶液(3.0gの架橋デキストラン(10m
l)を0.1mol/リットルの水酸化ナトリウム(N
aOH)水溶液10mlに溶解した溶液)を調製し架橋
デキストランのヒドロゲルとする。第7の工程では、サ
ンプルプレート16を上記調製済み架橋デキストランの
アルカリ性水溶液に20時間浸漬し、その後は純水で十
分に洗浄する。第8の工程では、バイオセンサ10の場
合と同様に、ブロム酢酸のアルカリ性溶液へのサンプル
プレート16の浸漬,その後の純水洗浄を行なう。この
浸漬・処理の間に、X−R−Yなる化合物構造式として
表わされる16−メルカプトヘキサデカノールのYに架
橋デキストラン結合され、有機薄膜層の膜面には架橋デ
キストランのヒドロゲルが固定される。In the sixth step, an aqueous alkaline solution of crosslinked dextran (3.0 g of crosslinked dextran (10 m
l) 0.1 mol / liter of sodium hydroxide (N
a solution) dissolved in 10 ml of an aqueous solution of aOH) to prepare a hydrogel of cross-linked dextran. In the seventh step, the sample plate 16 is dipped in the alkaline aqueous solution of the prepared crosslinked dextran for 20 hours, and then sufficiently washed with pure water. In the eighth step, as in the case of the biosensor 10, the sample plate 16 is dipped in an alkaline solution of bromacetic acid and then washed with pure water. During this immersion / treatment, Y of 16-mercaptohexadecanol represented by the structural formula of X-R-Y is crosslinked with dextran, and the hydrogel of crosslinked dextran is fixed on the film surface of the organic thin film layer. .
【0050】第9の工程では、このヒドロゲルを、バイ
オセンサ10の場合と同様に、N−ヒドロキシスクシン
イミドとN−(3−ジメチルアミノプロピル)−N’−
エチルカルボジイミド塩酸塩の混合水溶液に接触させて
活性化する。第10の工程では、バイオセンサ10の場
合と同様に、ヒドロゲルにヒトアルブミン抗体を固定化
し、リガンド層とした。このリガンド層は、本実施例の
バイオセンサ10におけるリガンド層22に相当する。
なお、第10の工程では、バイオセンサ10の場合と同
様に、後処理した。In the ninth step, the hydrogel was treated with N-hydroxysuccinimide and N- (3-dimethylaminopropyl) -N'-, as in the biosensor 10.
It is activated by contact with a mixed aqueous solution of ethylcarbodiimide hydrochloride. In the tenth step, as in the case of the biosensor 10, the human albumin antibody was immobilized on the hydrogel to form a ligand layer. This ligand layer corresponds to the ligand layer 22 in the biosensor 10 of this embodiment.
In addition, in the 10th process, it post-processed similarly to the case of the biosensor 10.
【0051】実施例と比較例の両センサについての対比
試験としては、両センサのサンプルプレート16のAu
薄膜18膜面における有機薄膜層の膜厚を比較する対比
試験と、センサ感度を比較する対比試験とを行なった。
まず、膜厚比較の対比試験について説明する。As a comparison test for both sensors of the example and the comparative example, Au of the sample plate 16 of both sensors was used.
A comparison test comparing the film thickness of the organic thin film layer on the film surface of the thin film 18 and a comparison test comparing the sensor sensitivity were performed.
First, a comparison test for film thickness comparison will be described.
【0052】この試験では、純水(屈折率:1.331
9)を両センサのリガンド層に導入した場合にそれぞれ
のセンサのCCD撮像素子28で光量分布を測定し、所
定屈折率の検定溶液(1Mの塩化カリウム溶液,屈折
率:1.3416)を両センサのリガンド層に導入した
場合についても光量分布を測定した。その結果を、図4
のグラフに示す。グラフ中、実線は実施例のバイオセン
サ10で得られた光量分布を、点線は比較例のバイオセ
ンサで得られた光量分布を示す。また、図中の一点鎖線
は、サンプルプレート16にAu薄膜18を蒸着・形成
しただけの構成のセンサ、即ち有機薄膜層26やリガン
ド層22を有しないセンサで純水について得た光量分布
である。なお、図4における縦軸は、それぞれの分布の
様子を観察するために、相対光量である。In this test, pure water (refractive index: 1.331
When 9) is introduced into the ligand layers of both sensors, the light amount distribution is measured by the CCD image pickup device 28 of each sensor, and an assay solution (1M potassium chloride solution, refractive index: 1.3416) having a predetermined refractive index is measured. The light intensity distribution was also measured when it was introduced into the ligand layer of the sensor. The results are shown in Figure 4.
Is shown in the graph. In the graph, the solid line shows the light amount distribution obtained by the biosensor 10 of the example, and the dotted line shows the light amount distribution obtained by the biosensor of the comparative example. Further, the alternate long and short dash line in the figure is the light amount distribution obtained for pure water with a sensor having a structure in which the Au thin film 18 is simply deposited and formed on the sample plate 16, that is, a sensor having neither the organic thin film layer 26 nor the ligand layer 22. . The vertical axis in FIG. 4 is the relative light amount in order to observe the state of each distribution.
【0053】図4から次のことが判明した。有機薄膜層
26やリガンド層22を有しないセンサでの光量分布と
比較した分布の推移の様子は、実施例のバイオセンサ1
0の方が比較例のバイオセンサより少ない。また、各セ
ンサについて、純水での光量分布と検定溶液での光量分
布との推移の様子は、実施例のバイオセンサ10の方が
大きく、光量が最低レベルとなる共振角は、実施例のバ
イオセンサ10の方が大きく変化した。The following was found from FIG. The state of the transition of the distribution compared with the light amount distribution in the sensor having neither the organic thin film layer 26 nor the ligand layer 22 is shown in the biosensor 1 of the example.
0 is less than the biosensor of the comparative example. Further, regarding each sensor, the transition of the light amount distribution in pure water and the light amount distribution in the assay solution is larger in the biosensor 10 of the embodiment, and the resonance angle at which the light amount is at the lowest level is the same as that of the embodiment. The biosensor 10 changed significantly.
【0054】この対比試験では、各センサのリガンド層
に固定したヒトアルブミン抗体は、上記の純水,検定溶
液が導入されても生物化学的反応を起こさないので、セ
ンサから得られる光量分布の推移、即ち共振角の変化
は、純水の屈折率と検定溶液の屈折率との差だけに相当
する。ところで、光反射面における表面プラズモン共鳴
現象を利用した光学的なバイオセンサでは、Au薄膜1
8膜面とリガンド層22との間に介在する有機薄膜層2
6の膜厚が薄いほど、屈折率変化に対応する共振角の変
化の度合いは大きいことが知られている。また、この有
機薄膜層26の膜厚が薄いほど、Au薄膜18膜面には
有機薄膜層26等を有しないセンサにおける共振角に近
似することが知られている。In this comparison test, the human albumin antibody immobilized on the ligand layer of each sensor does not cause a biochemical reaction even when the above-mentioned pure water or assay solution is introduced, so that the distribution of the light amount obtained from the sensor changes. That is, the change in the resonance angle corresponds to only the difference between the refractive index of pure water and the refractive index of the assay solution. By the way, in the optical biosensor utilizing the surface plasmon resonance phenomenon on the light reflecting surface, the Au thin film 1
8 Organic thin film layer 2 interposed between the film surface and the ligand layer 22
It is known that the thinner the film thickness of 6, the greater the degree of change in the resonance angle corresponding to the change in the refractive index. Further, it is known that the thinner the film thickness of the organic thin film layer 26, the more similar to the resonance angle in a sensor having no organic thin film layer 26 or the like on the Au thin film 18 film surface.
【0055】従って、この対比試験では実施例および比
較例のセンサとも同一の屈折率変化を測定したのである
から、上記したグラフの結果とも相まって、実施例のバ
イオセンサ10の方が有機薄膜層26の膜厚が薄いとい
える。Therefore, in this comparison test, the same changes in the refractive index were measured for the sensors of the example and the comparative example. Therefore, in combination with the results of the above graph, the biosensor 10 of the example has the organic thin film layer 26. Can be said to be thin.
【0056】次に、センサ感度を比較する対比試験で
は、実施例および比較例のバイオセンサのリガンド層に
固定化する生体物質をヒトアルブミン抗体として、両セ
ンサをヒトアルブミン検出用のセンサとした。そして、
図5のグラフに示す種々の濃度に調製済みのヒトアルブ
ミン測定溶液を順次両センサに導入して、その濃度を検
出した。その結果は、図5の通りである。なお、図5に
おける縦軸は、共振角における光量のセンサ出力電圧値
であり、横軸は測定溶液のヒトアルブミン濃度(mg/
デシリットル)の対数軸である。Next, in a comparison test comparing sensor sensitivities, a human albumin antibody was used as the biological substance immobilized on the ligand layer of the biosensors of Examples and Comparative Examples, and both sensors were used as sensors for detecting human albumin. And
The human albumin measurement solutions prepared at various concentrations shown in the graph of FIG. 5 were successively introduced into both sensors to detect their concentrations. The result is shown in FIG. The vertical axis in FIG. 5 is the sensor output voltage value of the light quantity at the resonance angle, and the horizontal axis is the human albumin concentration (mg / mg / mg) in the measurement solution.
(Deciliter) is the logarithmic axis.
【0057】この図5に示すように、実施例のバイオセ
ンサ10では、センサ出力の傾きが比較例より大きいの
で、センサの測定感度が高いといえる。これは、上記の
膜厚比較の対比試験で判明した有機薄膜層26の薄膜化
によるといえる。As shown in FIG. 5, in the biosensor 10 of the embodiment, the sensor output has a larger inclination than that of the comparative example, so it can be said that the sensor has high measurement sensitivity. It can be said that this is due to the thinning of the organic thin film layer 26 found in the above-mentioned comparison test of the film thickness comparison.
【0058】以上本発明の実施例について説明したが、
本発明はこの様な実施例になんら限定されるものではな
く、本発明の要旨を逸脱しない範囲において種々なる態
様で実施し得ることは勿論である。The embodiments of the present invention have been described above.
The present invention is not limited to such embodiments, and it goes without saying that the present invention can be carried out in various modes without departing from the scope of the present invention.
【0059】例えば、上記の実施例ではチオクチック酸
を用いて、A−B−Cなる化合物構造式のAが5員環の
ジスルフィドでありBがブチル基でありCがカルボキシ
ル基である場合について説明したが、これに限るわけで
はない。つまり、化合物構造式のAを5員環のスルフィ
ド或いは6員環又は7員環のスルフィド又はジスルフィ
ドを用いれば良い。また、化合物構造式のBとしては、
その炭素原子数が2から8のいずれの飽和炭化水素鎖と
すれば良い。もっとも、この化合物構造式のBの飽和炭
化水素鎖と、水酸基,カルボキシル基,アミノ基,アル
デヒド基,エポキシ基,ビニル基,ハロゲン原子等の置
換基である化合物構造式のCとは、化合物構造式のAで
ある上記5員環,6員環又は7員環のスルフィド又はジ
スルフィドにより定まる。For example, in the above-mentioned examples, the case where A is a 5-membered disulfide, B is a butyl group and C is a carboxyl group in the compound structural formula A-B-C using thiotic acid is explained. However, it is not limited to this. That is, A of the compound structural formula may be a 5-membered sulfide or a 6-membered or 7-membered sulfide or disulfide. Further, as B of the compound structural formula,
Any saturated hydrocarbon chain having 2 to 8 carbon atoms may be used. However, the saturated hydrocarbon chain of B of this compound structural formula and C of the compound structural formula which is a substituent such as a hydroxyl group, a carboxyl group, an amino group, an aldehyde group, an epoxy group, a vinyl group, a halogen atom, etc. It is determined by the above-mentioned 5-membered, 6-membered or 7-membered sulfide or disulfide which is A in the formula.
【0060】これらを採り得るのは、以下に記す理由に
よる。化合物構造式A−B−CにおけるAである5員環
のスルフィド或いは6員環又は7員環のスルフィド又は
ジスルフィドは、5員環のジスルフィドである上記実施
例のチオクチック酸と、その化合物構造において近似し
ており、化学的な安定性や反応性等に大差はないからで
ある。よって、実施例に示した5員環のジスルフィドで
あるチオクチック酸は、5員環のスルフィド或いは6員
環又は7員環のスルフィド又はジスルフィドの化合物に
置換可能である。The reason why these can be adopted is as follows. The 5-membered ring sulfide or the 6-membered or 7-membered sulfide or disulfide which is A in the compound structural formula A-B-C is a 5-membered ring disulfide and the thioctic acid of the above-mentioned example, and its compound structure This is because they are close to each other and there is no great difference in chemical stability and reactivity. Therefore, the thioctic acid, which is a 5-membered disulfide shown in the examples, can be replaced with a 5-membered sulfide or a 6-membered or 7-membered sulfide or disulfide compound.
【0061】上述した報告(R.G.Nuzzo et al. JACS,1
983,105,4481-3)では、硫黄原子を含んだ5員環,6
員環のスルフィド又はジスルフィドは、金などの金属に
強く吸着するとされている。よって、少なくとも5員環
のスルフィド又はジスルフィド化合物と6員環のスルフ
ィド又はジスルフィドとは同格に扱うことができ、7員
環のスルフィド又はジスルフィドをこれらと同格にでき
ない構造的な理由は見あたらない。The above report (RGNuzzo et al. JACS, 1
983,105,4481-3), a 5-membered ring containing a sulfur atom, 6
The sulfide or disulfide of the member ring is said to strongly adsorb to metals such as gold. Therefore, a sulfide or disulfide compound having at least a 5-membered ring and a sulfide or disulfide having a 6-membered ring can be treated equivalently, and there is no structural reason why a sulfide or disulfide having a 7-membered ring cannot be made equivalent to these.
【0062】また、化合物構造式A−B−CにおけるB
にあっても、実施例におけるブチル基と炭素原子数で異
なるものの化学的な安定性や反応性等に大差がない。よ
って、実施例に示したブチル基は、このエチル基,プロ
ピル基,ペンチル基等に置換可能である。Further, B in the compound structural formula A-B-C
However, even though the number of carbon atoms is different from that of the butyl group in the examples, there is no great difference in chemical stability or reactivity. Therefore, the butyl group shown in the examples can be substituted with this ethyl group, propyl group, pentyl group and the like.
【0063】同様に、化合物構造式A−B−Cにおける
Cである水酸基,アミノ基,アルデヒド基,エポキシ
基,ビニル基,ハロゲン原子でも、実施例におけるカル
ボキシル基と化学的な安定性や活性,反応性等に大差が
ない。よって、実施例に示したカルボキシル基は、この
水酸基,アミノ基,アルデヒド基等に置換可能である。Similarly, even if C is a hydroxyl group, an amino group, an aldehyde group, an epoxy group, a vinyl group, or a halogen atom in the compound structural formulas A-B-C, the chemical stability and activity of the carboxyl group in the examples, There is no great difference in reactivity. Therefore, the carboxyl group shown in the examples can be substituted with this hydroxyl group, amino group, aldehyde group or the like.
【0064】更に、リガンド層22となる第2の有機薄
膜のヒドロゲルにあっても、架橋デキストラン,セルロ
ース,でんぷん,アガロース,ポリアクリルアミド,ポ
リビニルアルコール,ポリアクリル酸,ポリエチレング
リコール,ポリビニル酢酸の化合物とこれらの誘導体は
共通して水酸基を有することから、総て同格に扱うこと
ができる。よって、実施例に示したセルロース(HP
C)は、この架橋デキストラン,でんぷん,アガロー
ス,ポリアクリルアミド等に置換可能である。Further, even in the hydrogel of the second organic thin film which becomes the ligand layer 22, compounds of cross-linked dextran, cellulose, starch, agarose, polyacrylamide, polyvinyl alcohol, polyacrylic acid, polyethylene glycol, polyvinyl acetic acid and these are used. Since all the derivatives have a hydroxyl group in common, they can be treated in the same manner. Therefore, the cellulose (HP
C) can be replaced with this crosslinked dextran, starch, agarose, polyacrylamide, or the like.
【0065】[0065]
【発明の効果】以上詳述したように請求項1ないし請求
項3に記載した表面プラズモン共鳴現象の励起構造体で
は、光透過媒体の表面を光反射面とすべく形成された金
属薄膜の膜面と生体物質の固定のための第2の有機薄膜
との間に介在する第1の有機薄膜を、化合物構造式A−
B−Cで表わされる有機化合物からなるものとして、こ
のAを多員環のスルフィド又はジスルフィドとした。こ
のため、第1の有機薄膜は、それぞれの有機化合物が多
員環のスルフィド又はジスルフィドにおける二つの硫黄
原子により金属薄膜に結合することを通して、金属薄膜
膜面に固定される。よって、有機化合物当たりの結合箇
所の増加により、金属薄膜への有機化合物の結合、延い
ては第1の有機薄膜の結合を強固なものとし、第1の有
機薄膜の安定化に飽和炭化水素鎖の整列や炭素原子数を
多数化を要しない。この結果、請求項1ないし請求項3
に記載した表面プラズモン共鳴現象の励起構造体によれ
ば、金属薄膜の膜面に介在する第1の有機薄膜の均一化
と薄膜化を図ることができるとともに、有機化合物当た
りの結合箇所の増加を通して有機化合物の離脱を抑制し
耐久性を向上させることができる。As described above in detail, in the excitation structure of the surface plasmon resonance phenomenon described in any one of claims 1 to 3, a metal thin film formed so that the surface of the light transmitting medium serves as a light reflecting surface. The first organic thin film interposed between the surface and the second organic thin film for immobilizing the biological substance is represented by the compound structural formula A-
As a compound composed of an organic compound represented by BC, this A was a multi-membered ring sulfide or disulfide. Therefore, the first organic thin film is fixed to the surface of the metal thin film through the bonding of the respective organic compounds to the metal thin film by the two sulfur atoms in the multi-membered ring sulfide or disulfide. Therefore, by increasing the number of binding sites per organic compound, the binding of the organic compound to the metal thin film, and thus the binding of the first organic thin film, is strengthened, and the saturated hydrocarbon chain is stabilized to stabilize the first organic thin film. There is no need to align or increase the number of carbon atoms. As a result, claim 1 to claim 3
According to the excitation structure of the surface plasmon resonance phenomenon described in, it is possible to make the first organic thin film interposed on the film surface of the metal thin film uniform and thin, and to increase the number of bonding sites per organic compound. It is possible to suppress the separation of the organic compound and improve the durability.
【0066】請求項2記載の表面プラズモン共鳴現象の
励起構造体によれば、汎用化合物である5ないし7員環
のスルフィド又はジスルフィドを用いることで特別な合
成装置等が不要となり、著しいコストアップを招かな
い。According to the excitation structure of the surface plasmon resonance phenomenon described in claim 2, the use of a general-purpose compound of a 5- or 7-membered ring sulfide or disulfide eliminates the need for a special synthesizing device or the like, resulting in a significant cost increase. Do not invite.
【0067】請求項3の表面プラズモン共鳴現象の励起
構造体によれば、炭素原子数が2から8の飽和炭化水素
鎖としたので有機化合物の鎖状長さを短くして、第1の
有機薄膜のより一層の薄膜化を図ることができる。しか
も、炭素原子数が2から8の飽和炭化水素鎖であれば、
その原材料の入手や合成が容易であるため、コスト低下
を図ることができる。According to the excitation structure of the surface plasmon resonance phenomenon of claim 3, since the saturated hydrocarbon chain having 2 to 8 carbon atoms is used, the chain length of the organic compound is shortened and the first organic compound is formed. Further thinning of the thin film can be achieved. Moreover, if it is a saturated hydrocarbon chain having 2 to 8 carbon atoms,
Since the raw materials can be easily obtained and synthesized, the cost can be reduced.
【0068】請求項4記載のバイオセンサでは、金属薄
膜の膜面に介在する第1の有機薄膜の均一化と薄膜化を
通して、生物化学的反応の進行に伴う誘電率の変化を金
属薄膜の膜面の極めて近傍のエバネッセント領域で均一
に起こさせる。このため、請求項4記載のバイオセンサ
は、高い測定感度のセンサとなる。In the biosensor according to claim 4, the first organic thin film interposed on the film surface of the metal thin film is made uniform and thinned, and thereby the change of the dielectric constant accompanying the progress of the biochemical reaction is changed. It occurs uniformly in the evanescent region very close to the surface. Therefore, the biosensor according to claim 4 has high measurement sensitivity.
【図1】本発明における第1の有機薄膜をなす有機化合
物の金属薄膜への結合の様子を模式的に示す模式図。FIG. 1 is a schematic diagram schematically showing how an organic compound forming a first organic thin film in the present invention is bonded to a metal thin film.
【図2】実施例のバイオセンサ10の概略側面図。FIG. 2 is a schematic side view of the biosensor 10 of the embodiment.
【図3】バイオセンサ10におけるCCD撮像素子28
から得られる入射角とその光量との相関関係を示すグラ
フ。FIG. 3 is a CCD image pickup device 28 in the biosensor 10.
The graph which shows the correlation of the incident angle and its light quantity obtained from.
【図4】実施例のバイオセンサ10と従来のバイオセン
サとの対比試験の結果を説明するためのグラフ。FIG. 4 is a graph for explaining the results of a comparison test between the biosensor 10 of the example and a conventional biosensor.
【図5】他の対比試験の結果を説明するためのグラフ。FIG. 5 is a graph for explaining the result of another contrast test.
【図6】従来のバイオセンサの構成とその問題点を説明
するための説明図であり、有機化合物の金属薄膜への結
合の様子を模式的に示す模式図。FIG. 6 is an explanatory diagram for explaining the configuration of a conventional biosensor and its problems, and is a schematic diagram that schematically shows how organic compounds are bonded to a metal thin film.
10…バイオセンサ 12…プリズム 14…マッチングオイル 16…サンプルプレート 18…Au薄膜 20…光反射面 22…リガンド層 24…集光レンズ 26…有機薄膜層 28…CCD撮像素子 10 ... Biosensor 12 ... Prism 14 ... Matching oil 16 ... Sample plate 18 ... Au thin film 20 ... Light reflecting surface 22 ... Ligand layer 24 ... Condensing lens 26 ... Organic thin film layer 28 ... CCD image sensor
Claims (4)
いて、光のトンネル効果により表面プラズモン共鳴現象
を励起する構造体であって、 入射する光と反射する光の透過経路をなす光透過媒体
と、 該光透過媒体の表面に形成され、該表面を前記光反射面
とする金属薄膜と、 該金属薄膜の膜面に形成された第1の有機薄膜と、 該第1の有機薄膜の膜面に形成された第2の有機薄膜と
を備え、 前記第1の有機薄膜は、化合物構造式としてA−B−C
で表わされる有機化合物からなり、 更に、該化合物構造式のAは、硫黄原子を含んだ多員環
のスルフィド又はジスルフィドであり、 化合物構造式のBは、飽和炭化水素鎖であり、 化合物構造式のCは、水酸基,カルボキシル基,アミノ
基,アルデヒド基,エポキシ基,ビニル基の活性基およ
びハロゲン原子から選ばれた少なくとも一の置換基であ
り、 且つ、前記第1の有機薄膜は、前記化合物構造式のAを
なす多員環のスルフィド又はジスルフィドにおける硫黄
原子と前記金属薄膜における金属原子との化学的結合に
より、前記金属薄膜に固着しており、 前記第2の有機薄膜は、架橋デキストラン,セルロー
ス,でんぷん,アガロース,ポリアクリルアミド,ポリ
ビニルアルコール,ポリアクリル酸,ポリエチレングリ
コール,ポリビニル酢酸から選ばれた少なくとも一の化
合物および/又は該化合物の誘導体からなるヒドロゲル
であることを特徴とする表面プラズモン共鳴現象の励起
構造体。1. A structure which excites a surface plasmon resonance phenomenon by a tunnel effect of light in a light reflection surface that totally reflects incident light, the light transmitting medium forming a transmission path of incident light and reflected light. A metal thin film formed on the surface of the light transmitting medium and having the surface as the light reflecting surface, a first organic thin film formed on the film surface of the metal thin film, and a film of the first organic thin film A second organic thin film formed on the surface, wherein the first organic thin film has a compound structural formula of ABC.
And A in the structural formula of the compound is a multi-membered sulfide or disulfide containing a sulfur atom, B in the structural formula of the compound is a saturated hydrocarbon chain, C is at least one substituent selected from a hydroxyl group, a carboxyl group, an amino group, an aldehyde group, an epoxy group, an active group such as a vinyl group, and a halogen atom, and the first organic thin film is the compound The sulfur atom in the multi-membered ring sulfide or disulfide forming the structural formula A is fixed to the metal thin film by a chemical bond with the metal atom in the metal thin film, and the second organic thin film is a crosslinked dextran, Cellulose, starch, agarose, polyacrylamide, polyvinyl alcohol, polyacrylic acid, polyethylene glycol, polyvinyl chloride Excitation structure of the surface plasmon resonance phenomenon, which is a hydrogel consisting of a derivative of at least one compound selected from acetic acid and / or said compound.
の励起構造体であって、 前記化合物構造式のAは、5ないし7員環のスルフィド
又はジスルフィドのいずれかである表面プラズモン共鳴
現象の励起構造体。2. The excitation structure for the surface plasmon resonance phenomenon according to claim 1, wherein A in the structural formula of the compound is either a sulfide or a disulfide of a 5- to 7-membered ring. Structure.
モン共鳴現象の励起構造体であって、 前記化合物構造式のBは、炭素原子数が2から8の飽和
炭化水素鎖である表面プラズモン共鳴現象の励起構造
体。3. The excitation structure of the surface plasmon resonance phenomenon according to claim 1, wherein B in the compound structural formula is a saturated hydrocarbon chain having 2 to 8 carbon atoms. Excitation structure of resonance phenomenon.
表面プラズモン共鳴現象の励起構造体を用いたバイオセ
ンサであって、 前記第2の有機薄膜をなすヒドロゲルには、測定対象基
質に対する識別機能を有し当該基質と生物化学的反応を
起こす生体物質を固定して備え、 光源からの光を前記光透過媒体を透過させて前記光反射
面に集光して照射する光照射手段と、 前記光反射面で反射し前記光透過媒体から外部に出射す
る反射光を受光し、該反射光の光量を検出する受光手段
とを備えることを特徴とするバイオセンサ。4. A biosensor using the excitation structure of the surface plasmon resonance phenomenon according to any one of claims 1 to 3, wherein the hydrogel forming the second organic thin film is distinguished from a substrate to be measured. A light irradiating means for fixing and providing a biological substance having a function to cause a biochemical reaction with the substrate, and transmitting light from a light source through the light transmitting medium and condensing and irradiating the light on the light reflecting surface, A biosensor, comprising: a light receiving unit that receives reflected light that is reflected by the light reflecting surface and is emitted from the light transmitting medium to the outside, and that detects the light amount of the reflected light.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2463195A JPH08193948A (en) | 1995-01-18 | 1995-01-18 | Exciting structure for surface plasmon resonance phenomenon and biosensor |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2463195A JPH08193948A (en) | 1995-01-18 | 1995-01-18 | Exciting structure for surface plasmon resonance phenomenon and biosensor |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH08193948A true JPH08193948A (en) | 1996-07-30 |
Family
ID=12143491
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2463195A Pending JPH08193948A (en) | 1995-01-18 | 1995-01-18 | Exciting structure for surface plasmon resonance phenomenon and biosensor |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH08193948A (en) |
Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2002522790A (en) * | 1998-08-14 | 2002-07-23 | ホランド・バイオマテリアルズ・グループ・ベスローテン・フェンノートシャップ | Apparatus for investigating chemical interaction and method of using the same |
US6726881B2 (en) | 2001-09-03 | 2004-04-27 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Measurement chip for surface plasmon resonance biosensor |
JP2008089499A (en) * | 2006-10-04 | 2008-04-17 | Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> | Cellulose-based material and biosensor using it |
JP2014098715A (en) * | 2014-02-12 | 2014-05-29 | Denka Seiken Co Ltd | Membrane assay method and kit using colored latex particle |
US9244008B2 (en) | 2011-06-16 | 2016-01-26 | 3M Innovative Properties Company | Surface plasmon resonance sensor element and sensor including the same |
-
1995
- 1995-01-18 JP JP2463195A patent/JPH08193948A/en active Pending
Cited By (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2002522790A (en) * | 1998-08-14 | 2002-07-23 | ホランド・バイオマテリアルズ・グループ・ベスローテン・フェンノートシャップ | Apparatus for investigating chemical interaction and method of using the same |
JP4732583B2 (en) * | 1998-08-14 | 2011-07-27 | ホランド・バイオマテリアルズ・グループ・ベスローテン・フェンノートシャップ | Apparatus for investigating chemical interaction and method using the same |
US6726881B2 (en) | 2001-09-03 | 2004-04-27 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Measurement chip for surface plasmon resonance biosensor |
JP2008089499A (en) * | 2006-10-04 | 2008-04-17 | Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> | Cellulose-based material and biosensor using it |
US9244008B2 (en) | 2011-06-16 | 2016-01-26 | 3M Innovative Properties Company | Surface plasmon resonance sensor element and sensor including the same |
JP2014098715A (en) * | 2014-02-12 | 2014-05-29 | Denka Seiken Co Ltd | Membrane assay method and kit using colored latex particle |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP4270511B2 (en) | Biosensor | |
US20090116020A1 (en) | Biosensor, method for producing the same and sensor measurement system | |
EP0643833A1 (en) | Analytical device | |
JPH05503148A (en) | Analytical equipment and methods | |
US7811829B2 (en) | Measuring probe and production process thereof | |
JP2003075448A (en) | Surface for biosensor | |
JPH08193948A (en) | Exciting structure for surface plasmon resonance phenomenon and biosensor | |
JP3657790B2 (en) | Metal thin film for SPR sensor, its production method, and measurement method using the same | |
JP2007057458A (en) | Biosensor | |
US20080090306A1 (en) | Method for immobilizing biomolecules | |
JP2003194820A (en) | Surface for biosensor | |
JP4538395B2 (en) | Biosensor | |
JPH09250981A (en) | Surface plasmon resonance sensor | |
JP2008064465A (en) | Surface for biosensor | |
US8580571B2 (en) | Method for producing a biosensor | |
JP2006266742A (en) | Biosensor | |
JP4484626B2 (en) | Biosensor | |
JP4037428B2 (en) | Sensor substrate | |
JP5105956B2 (en) | Measuring probe and manufacturing method thereof | |
JP2004317295A (en) | Biosensor | |
JP2006053092A (en) | Biosensor | |
JP5056494B2 (en) | Detection surface and method for forming the same | |
JP4125247B2 (en) | Manufacturing method of solid substrate | |
JP2006098263A (en) | Biosensor | |
US20070040244A1 (en) | Substrate for sensors |