JPH08285851A - 光導波路型蛍光免疫センサとその製造方法 - Google Patents
光導波路型蛍光免疫センサとその製造方法Info
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- JPH08285851A JPH08285851A JP11105095A JP11105095A JPH08285851A JP H08285851 A JPH08285851 A JP H08285851A JP 11105095 A JP11105095 A JP 11105095A JP 11105095 A JP11105095 A JP 11105095A JP H08285851 A JPH08285851 A JP H08285851A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 グレーティングによる光導波路への光カップ
リングを可能とし、小型化と低コスト化を実現した導波
路型蛍光免疫センサとその製造方法を得る。 【構成】 基板１と、この上に形成されてその一端部に
グレーティング３が形成された光導波路層２と、この光
導波路層２の上に形成された抗体固定化膜４とを備える
構成とする。光導波路層２は、例えば、ゾル−ゲル法に
より形成した酸化シリコン膜で構成され、かつこの酸化
シリコン膜を選択エッチング処理してグレーティング３
を形成する。光導波路層２として酸化シリコン膜を採用
することで、光カップリング装置としてのグレーティン
クを微細にしかも容易に形成でき、免疫センサの小型
化、低コスト化が実現される。
リングを可能とし、小型化と低コスト化を実現した導波
路型蛍光免疫センサとその製造方法を得る。 【構成】 基板１と、この上に形成されてその一端部に
グレーティング３が形成された光導波路層２と、この光
導波路層２の上に形成された抗体固定化膜４とを備える
構成とする。光導波路層２は、例えば、ゾル−ゲル法に
より形成した酸化シリコン膜で構成され、かつこの酸化
シリコン膜を選択エッチング処理してグレーティング３
を形成する。光導波路層２として酸化シリコン膜を採用
することで、光カップリング装置としてのグレーティン
クを微細にしかも容易に形成でき、免疫センサの小型
化、低コスト化が実現される。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は試料溶液中に微量に含ま
れる物質の濃度を測定するセンサに関し、特に光導波路
型蛍光免疫センサに関する。
れる物質の濃度を測定するセンサに関し、特に光導波路
型蛍光免疫センサに関する。
【０００２】
【従来の技術】抗原と抗体の特異的な反応を利用した微
量成分の測定方法として免疫測定法が知られているが、
この方法を応用し光導波路を用いた免疫センサが提案さ
れている。この光導波路免疫センサには、標識型と非標
識型の２種類が知られている。非標識型では、例えば特
開平４−１５２２４９号公報に示されるような光導波路
回折格子バイオケミカルセンサーが知られている。この
センサの構造を図５に示す。
量成分の測定方法として免疫測定法が知られているが、
この方法を応用し光導波路を用いた免疫センサが提案さ
れている。この光導波路免疫センサには、標識型と非標
識型の２種類が知られている。非標識型では、例えば特
開平４−１５２２４９号公報に示されるような光導波路
回折格子バイオケミカルセンサーが知られている。この
センサの構造を図５に示す。
【０００３】薄膜導波路２１上に回折格子（グレーティ
ング）２２が形成されており、ここにレーザ光２３を照
射すると導波光２４となって導波路２１内を伝搬する。
回折格子２２上に試料溶液２５を導入すると、回折格子
２２上にタンパク質やイオンが吸着することにより、屈
折率が変化し、導波光２４の強度が変化する。したがっ
て、導波光２４の強度から試料中のタンパク質やイオン
の濃度を測定することが可能である。この回折格子２２
上に抗体固定化膜を形成した場合、試料２５中の抗原と
免疫複合体を形成することにより、抗原の濃度を測定す
ることが可能なことが免疫センサを実現することができ
る。しかし、このような非標識型の光導波路免疫センサ
は、試料中に測定対象物質以外に含まれる物質が少ない
場合は充分機能するが、例えば血液のような多成分から
構成される試料においては、測定対象物質以外の成分も
同様に吸着する（非特異吸着現象）ため、正確な応答を
示さないと考えられている。
ング）２２が形成されており、ここにレーザ光２３を照
射すると導波光２４となって導波路２１内を伝搬する。
回折格子２２上に試料溶液２５を導入すると、回折格子
２２上にタンパク質やイオンが吸着することにより、屈
折率が変化し、導波光２４の強度が変化する。したがっ
て、導波光２４の強度から試料中のタンパク質やイオン
の濃度を測定することが可能である。この回折格子２２
上に抗体固定化膜を形成した場合、試料２５中の抗原と
免疫複合体を形成することにより、抗原の濃度を測定す
ることが可能なことが免疫センサを実現することができ
る。しかし、このような非標識型の光導波路免疫センサ
は、試料中に測定対象物質以外に含まれる物質が少ない
場合は充分機能するが、例えば血液のような多成分から
構成される試料においては、測定対象物質以外の成分も
同様に吸着する（非特異吸着現象）ため、正確な応答を
示さないと考えられている。
【０００４】このような非標識型に対し蛍光色素を使用
する標識型が、「１９８４年，クリニカル・ケミスト
リ，第３０巻，１５３３頁〜１５３８頁（Ｓｕｔｈｅｒ
ｌａｎｄ Ｒ．Ｍ．ｅｔ．ａｌ．“Ｏｐｔｉｃａｌ ｄ
ｅｔｅｃｔｉｏｎ ｏｆ ａｎｔｉｂｏｄｙ−ａｎｔｉ
ｇｅｎ ｒｅａｃｔｉｏｎｓ ａｔ ａ ｇｌａｓｓ−
ｌｉｑｕｉｄ ｉｎｔｅｒｆａｃｅ”Ｃｌｉｎ．Ｃｈｅ
ｍ．３０（１９８４）ｐ．１５３３−１５３８）」にお
いて提案されている。この方法により、試料溶液中に含
まれる測定対象抗原の測定方法を図６に示す。
する標識型が、「１９８４年，クリニカル・ケミスト
リ，第３０巻，１５３３頁〜１５３８頁（Ｓｕｔｈｅｒ
ｌａｎｄ Ｒ．Ｍ．ｅｔ．ａｌ．“Ｏｐｔｉｃａｌ ｄ
ｅｔｅｃｔｉｏｎ ｏｆ ａｎｔｉｂｏｄｙ−ａｎｔｉ
ｇｅｎ ｒｅａｃｔｉｏｎｓ ａｔ ａ ｇｌａｓｓ−
ｌｉｑｕｉｄ ｉｎｔｅｒｆａｃｅ”Ｃｌｉｎ．Ｃｈｅ
ｍ．３０（１９８４）ｐ．１５３３−１５３８）」にお
いて提案されている。この方法により、試料溶液中に含
まれる測定対象抗原の測定方法を図６に示す。
【０００５】先ず、図６（ａ）のように、光導波路基板
３１（実際にはスライドグラスを使用）表面に第１抗体
３２を固定化する。次いで、図６（ｂ）のように、この
基板３１を測定対象抗原３４を含む試料溶液３３に接触
させると第１抗体３２と測定対象抗原３４が結合する。
さらに、図６（ｃ）のように、第２抗体３５（蛍光標識
されている）を添加すると第１抗体−測定対象抗原−第
２抗体からなる免疫複合体が基板３１の表面に形成され
る。しかる上で、図６（ｄ）のように、この基板３１に
プリズム３６を介して光を導入すると、光導波路表面に
エバネッセント波が生じ、このエバネッセント波により
蛍光色素が励起されて蛍光を生じる。したがって、この
蛍光強度を測定することにより、測定対象抗原２６の濃
度を求めることができる。
３１（実際にはスライドグラスを使用）表面に第１抗体
３２を固定化する。次いで、図６（ｂ）のように、この
基板３１を測定対象抗原３４を含む試料溶液３３に接触
させると第１抗体３２と測定対象抗原３４が結合する。
さらに、図６（ｃ）のように、第２抗体３５（蛍光標識
されている）を添加すると第１抗体−測定対象抗原−第
２抗体からなる免疫複合体が基板３１の表面に形成され
る。しかる上で、図６（ｄ）のように、この基板３１に
プリズム３６を介して光を導入すると、光導波路表面に
エバネッセント波が生じ、このエバネッセント波により
蛍光色素が励起されて蛍光を生じる。したがって、この
蛍光強度を測定することにより、測定対象抗原２６の濃
度を求めることができる。
【０００６】エバネッセント波とは光が導波路と外との
界面で全反射するとき、その界面に発生する表面だけを
伝わる電磁波のことである。エバネッセント波の影響す
る距離は導波路表面から波長程度（１μｍ以下）であ
り、この光を励起光として使用すると、光導波路表面近
傍の蛍光色素のみ励起することが可能である。したがっ
て、導波路表面に第１抗体を固定化すれば、測定対象抗
原−第１抗体複合体に結合した第２抗体の蛍光色素のみ
が励起されることから、ホモジニアスアッセイ（洗浄操
作が不要な測定方法）が可能である。さらに、標識型の
場合は蛍光色素のみを検出することが可能なため、非特
異的に吸着したタンパク質等の影響を受けることがな
く、血液のような多成分を含む試料に適した方法であ
る。
界面で全反射するとき、その界面に発生する表面だけを
伝わる電磁波のことである。エバネッセント波の影響す
る距離は導波路表面から波長程度（１μｍ以下）であ
り、この光を励起光として使用すると、光導波路表面近
傍の蛍光色素のみ励起することが可能である。したがっ
て、導波路表面に第１抗体を固定化すれば、測定対象抗
原−第１抗体複合体に結合した第２抗体の蛍光色素のみ
が励起されることから、ホモジニアスアッセイ（洗浄操
作が不要な測定方法）が可能である。さらに、標識型の
場合は蛍光色素のみを検出することが可能なため、非特
異的に吸着したタンパク質等の影響を受けることがな
く、血液のような多成分を含む試料に適した方法であ
る。
【０００７】この方式に基づく実用的な提案は、例えば
特開昭６３−２７３０４２号公報あるいは特開平３−７
２２６３号公報に示されるような光学的測定装置が知ら
れている。図７にこの装置の構造の一例を示す。光導波
路４１、楔型プリズム４２、測定対象溶液収容部４３か
らなる器体をプラスチック（例えばポリメチルメタクリ
レート）の一体成形加工により作製し、蛍光免疫センサ
として用いている。また、光導波路層の厚さをより薄く
して、エバネッセント波を効率良く生じさせる試みもあ
る。
特開昭６３−２７３０４２号公報あるいは特開平３−７
２２６３号公報に示されるような光学的測定装置が知ら
れている。図７にこの装置の構造の一例を示す。光導波
路４１、楔型プリズム４２、測定対象溶液収容部４３か
らなる器体をプラスチック（例えばポリメチルメタクリ
レート）の一体成形加工により作製し、蛍光免疫センサ
として用いている。また、光導波路層の厚さをより薄く
して、エバネッセント波を効率良く生じさせる試みもあ
る。
【０００８】例えば「１９９２年，アナリティカル・ケ
ミストリ，第６４巻，１号（Ｃｈｏｑｕｅｔｔｅ Ｓ．
Ｊ．ｅｔ．ａｌ．“Ｐｌａｎａｒ Ｗａｖｅｇｕｉｄｅ
Ｉｍｍｕｎｏｓｅｎｓｏｒ ｗｉｔｈ Ｆｌｕｏｒｅ
ｓｃｅｎｔ Ｌｉｐｏｓｏｍｅ Ａｍｐｌｉｆｉｃａｔ
ｉｏｎ”Ａｎａｌｙｔｉｃａｌ Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ，
６４（１）（１９９２）」によれば、ガラス基板中のナ
トリウムイオンを銀イオンに交換することにより、屈折
率を大きくし、厚さ６μｍの導波路層を形成し、この光
導波路基板を蛍光免疫センサに適用している。
ミストリ，第６４巻，１号（Ｃｈｏｑｕｅｔｔｅ Ｓ．
Ｊ．ｅｔ．ａｌ．“Ｐｌａｎａｒ Ｗａｖｅｇｕｉｄｅ
Ｉｍｍｕｎｏｓｅｎｓｏｒ ｗｉｔｈ Ｆｌｕｏｒｅ
ｓｃｅｎｔ Ｌｉｐｏｓｏｍｅ Ａｍｐｌｉｆｉｃａｔ
ｉｏｎ”Ａｎａｌｙｔｉｃａｌ Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ，
６４（１）（１９９２）」によれば、ガラス基板中のナ
トリウムイオンを銀イオンに交換することにより、屈折
率を大きくし、厚さ６μｍの導波路層を形成し、この光
導波路基板を蛍光免疫センサに適用している。
【０００９】また「１９９０年，センサーズ・アンド・
アクチュエーターズ，第Ｂ１巻，５８９頁〜５９１頁
（Ｓｌｏｐｅｒ Ａ．Ｎ．ｅｔ．ａｌ．“Ｐｌａｎａｒ
Ｉｎｄｉｕｍ Ｐｈｏｓｐｈａｔｅ Ｍｏｎｏｍｏｄ
ｅ Ｗａｖｅｇｕｉｄｅ Ｅｖａｎｅｓｃｅｎｔ Ｆｉ
ｅｌｄ Ｉｍｍｕｎｏｓｅｎｓｏｒ”Ｓｅｎｓｏｒｓａ
ｎｄ Ａｃｔｕａｔｏｒｓ，Ｂ１（１９９０）ｐ．５８
９−５９１）」では、ガラス基板上にリン酸化インジウ
ムをスピンコートすることにより、１μｍ以下の導波路
層を形成し、蛍光免疫センサとして使用している。しか
し、これらのセンサは、すべて光カップリングにプリズ
ムを使用するため、センサの小型化が困難であり、また
コストが高くなるという問題がある。
アクチュエーターズ，第Ｂ１巻，５８９頁〜５９１頁
（Ｓｌｏｐｅｒ Ａ．Ｎ．ｅｔ．ａｌ．“Ｐｌａｎａｒ
Ｉｎｄｉｕｍ Ｐｈｏｓｐｈａｔｅ Ｍｏｎｏｍｏｄ
ｅ Ｗａｖｅｇｕｉｄｅ Ｅｖａｎｅｓｃｅｎｔ Ｆｉ
ｅｌｄ Ｉｍｍｕｎｏｓｅｎｓｏｒ”Ｓｅｎｓｏｒｓａ
ｎｄ Ａｃｔｕａｔｏｒｓ，Ｂ１（１９９０）ｐ．５８
９−５９１）」では、ガラス基板上にリン酸化インジウ
ムをスピンコートすることにより、１μｍ以下の導波路
層を形成し、蛍光免疫センサとして使用している。しか
し、これらのセンサは、すべて光カップリングにプリズ
ムを使用するため、センサの小型化が困難であり、また
コストが高くなるという問題がある。
【００１０】一方、従来より光導波路のカップリング装
置としてプリズム以外にグレーティングが知られてい
る。これは例えば「１９７１年，アプライド・プィズィ
クッス・レター，第１８巻，第１２号（“Ｆｏｒｍａｔ
ｉｏｎ ｏｆ ＯｐｔｉｃａｌＷａｖｅｇｕｉｄｅｓ
ｉｎ Ｐｈｏｔｏｒｅｓｉｓｔ Ｆｉｌｍｓ”Ａｐｐｌ
ｉｅｄ Ｐｈｙｓｉｃｓ Ｌｅｔｔｅｒｓ，１８（１
２）（１９７１）」において示されており、そのほか数
多くの報告例が知られている。この文献における光導波
路を図８に示す。
置としてプリズム以外にグレーティングが知られてい
る。これは例えば「１９７１年，アプライド・プィズィ
クッス・レター，第１８巻，第１２号（“Ｆｏｒｍａｔ
ｉｏｎ ｏｆ ＯｐｔｉｃａｌＷａｖｅｇｕｉｄｅｓ
ｉｎ Ｐｈｏｔｏｒｅｓｉｓｔ Ｆｉｌｍｓ”Ａｐｐｌ
ｉｅｄ Ｐｈｙｓｉｃｓ Ｌｅｔｔｅｒｓ，１８（１
２）（１９７１）」において示されており、そのほか数
多くの報告例が知られている。この文献における光導波
路を図８に示す。
【００１１】屈折率ｎ3 ＝１．５１２のガラス基板５１
上に屈折率ｎ2 ＝１．６１８、厚さｔ2 ＝６２０ｎｍの
光導波層５２を形成し、光導波層５２の表面一部に厚さ
ｔg＝６０ｎｍ、グレーティングピッチΛ＝６６０ｎｍ
のグレーティングカプラ５３を形成し、屈折率ｎ1 ＝
１．００の空気層に接している。このような構成により
グレーティングカプラ５３に角度θi で入射した光５４
が、角度θd なる光として光導波層５２を伝搬する。
上に屈折率ｎ2 ＝１．６１８、厚さｔ2 ＝６２０ｎｍの
光導波層５２を形成し、光導波層５２の表面一部に厚さ
ｔg＝６０ｎｍ、グレーティングピッチΛ＝６６０ｎｍ
のグレーティングカプラ５３を形成し、屈折率ｎ1 ＝
１．００の空気層に接している。このような構成により
グレーティングカプラ５３に角度θi で入射した光５４
が、角度θd なる光として光導波層５２を伝搬する。
【００１２】ここにグレーティングカプラの光導波層へ
の結合条件は、一般に、 ｎ3 ｓｉｎθi ＝ｎ2 ｓｉｎθd −ｑλ／Λ …（１） なる条件式で示される。ただし、ｑ＝０，±１，±２，
…なる回折の次数であり、λは光の波長である。
の結合条件は、一般に、 ｎ3 ｓｉｎθi ＝ｎ2 ｓｉｎθd −ｑλ／Λ …（１） なる条件式で示される。ただし、ｑ＝０，±１，±２，
…なる回折の次数であり、λは光の波長である。
【００１３】一方、光導波層の導波条件（ＴＥモード）
は以下の式で示される。 ２ｍπ＝２Ｋ2 Ｔ−２Ｔａｎ-1（Ｋ1 ／Ｋ2 ）−２Ｔａｎ-1（Ｋ3 ／Ｋ2 ） … （２） Ｋ1 ＝（｜β2 −ｎｉ2 ｋｏ2 ｜）1/2 …（３） β＝ｋ0 ｎ2 ｓｉｎθd ｋｏ＝２π／λ …（４） ただし、ｍ＝０，１，２，…なる次数である。
は以下の式で示される。 ２ｍπ＝２Ｋ2 Ｔ−２Ｔａｎ-1（Ｋ1 ／Ｋ2 ）−２Ｔａｎ-1（Ｋ3 ／Ｋ2 ） … （２） Ｋ1 ＝（｜β2 −ｎｉ2 ｋｏ2 ｜）1/2 …（３） β＝ｋ0 ｎ2 ｓｉｎθd ｋｏ＝２π／λ …（４） ただし、ｍ＝０，１，２，…なる次数である。
【００１４】したがって、（２）〜（４）式より光が導
波されるようなθd を求め、次に（１）式に基づきθi
で入射した光がθd となるようなグレーティングカプラ
を設計することは可能である。
波されるようなθd を求め、次に（１）式に基づきθi
で入射した光がθd となるようなグレーティングカプラ
を設計することは可能である。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】光導波路型蛍光免疫セ
ンサにおいて、プリズムの代わりにグレーティングを光
カップリングに使用すれば、センサを小型化し低コスト
で製造することが可能になる。しかしながら、従来の光
導波路型蛍光免疫センサにおいては、光導波路層の材料
としてガラス、リン酸化インジウム、あるいはポリメチ
ルメタクリレートのようなプラスチックが用いられてい
るため、微細加工技術によりサブミクロン程度のグレー
ティング構造を形成することが困難であった。このた
め、グレーティングによる光カップリング装置を備えた
光導波路型蛍光免疫センサを実現することは困難であ
り、その結果センサの小型化が難しく、しかもコストが
かかるという問題が生じている。
ンサにおいて、プリズムの代わりにグレーティングを光
カップリングに使用すれば、センサを小型化し低コスト
で製造することが可能になる。しかしながら、従来の光
導波路型蛍光免疫センサにおいては、光導波路層の材料
としてガラス、リン酸化インジウム、あるいはポリメチ
ルメタクリレートのようなプラスチックが用いられてい
るため、微細加工技術によりサブミクロン程度のグレー
ティング構造を形成することが困難であった。このた
め、グレーティングによる光カップリング装置を備えた
光導波路型蛍光免疫センサを実現することは困難であ
り、その結果センサの小型化が難しく、しかもコストが
かかるという問題が生じている。
【００１６】
【発明の目的】本発明の目的は、グレーティングによる
光カップリングを可能とし、これにより小型化を図ると
ともに、低コスト化を実現した導波路型蛍光免疫センサ
とその製造方法を提供することにある。
光カップリングを可能とし、これにより小型化を図ると
ともに、低コスト化を実現した導波路型蛍光免疫センサ
とその製造方法を提供することにある。
【００１７】
【課題を解決するための手段】本発明の光導波路型蛍光
免疫センサは、基板と、基板上に形成されたその一端部
にグレーティングが形成された光導波路層と、この光導
波路層の上に形成された抗体固定化膜とを備える構成と
する。ここで、光導波路層は酸化シリコン膜、或いはポ
リイミド膜で構成される。
免疫センサは、基板と、基板上に形成されたその一端部
にグレーティングが形成された光導波路層と、この光導
波路層の上に形成された抗体固定化膜とを備える構成と
する。ここで、光導波路層は酸化シリコン膜、或いはポ
リイミド膜で構成される。
【００１８】また、本発明の免疫センサの製造方法は、
基板上に光導波路層を形成し、この光導波路層の一端部
をマスクを利用して選択エッチングしてグレーティング
を形成する工程を含んでいる。この場合、光導波路層と
して、ゾル−ゲル法により酸化シリコン膜を形成するこ
とが好ましい。
基板上に光導波路層を形成し、この光導波路層の一端部
をマスクを利用して選択エッチングしてグレーティング
を形成する工程を含んでいる。この場合、光導波路層と
して、ゾル−ゲル法により酸化シリコン膜を形成するこ
とが好ましい。
【００１９】
【作用】光導波路層として酸化シリコン膜やポリイミド
膜を採用することで、光カップリング装置としてのグレ
ーティンクをエッチング法により微細にしかも容易に形
成することが可能となり、免疫センサの小型化、低コス
ト化が実現可能となる。
膜を採用することで、光カップリング装置としてのグレ
ーティンクをエッチング法により微細にしかも容易に形
成することが可能となり、免疫センサの小型化、低コス
ト化が実現可能となる。
【００２０】
【実施例】次に、本発明の実施例を図面を参照して説明
する。図１は本発明の一実施例の光導波路型蛍光免疫セ
ンサ５の断面図である。バリウムホウケイ酸ガラス基板
１上に酸化シリコン膜により光導波路層２が形成されて
おり、その一端にグレーティング３が形成されている。
光導波路層の表面には抗体固定化膜４が形成されてい
る。
する。図１は本発明の一実施例の光導波路型蛍光免疫セ
ンサ５の断面図である。バリウムホウケイ酸ガラス基板
１上に酸化シリコン膜により光導波路層２が形成されて
おり、その一端にグレーティング３が形成されている。
光導波路層の表面には抗体固定化膜４が形成されてい
る。
【００２１】図２は図１に示した光導波路型蛍光免疫セ
ンサの製造方法を工程順に示す図である。先ず、図２
（ａ）のように、バリウムホウケイ酸ガラス基板１上に
酸化シリコン膜２Ａをゾル−ゲル法により形成する。す
なわち、前記基板１上に酸化シリコンコーティング剤を
スピン塗布（２５００ｒｐｍ，３０秒）し、次に乾燥し
た後３００℃で２０分間焼成することにより酸化シリコ
ン膜２Ａを形成する。
ンサの製造方法を工程順に示す図である。先ず、図２
（ａ）のように、バリウムホウケイ酸ガラス基板１上に
酸化シリコン膜２Ａをゾル−ゲル法により形成する。す
なわち、前記基板１上に酸化シリコンコーティング剤を
スピン塗布（２５００ｒｐｍ，３０秒）し、次に乾燥し
た後３００℃で２０分間焼成することにより酸化シリコ
ン膜２Ａを形成する。
【００２２】次に、図２（ｂ）のように、フォトレジス
トＰＲを酸化シリコン膜２Ａ上にスピン塗布し、マスク
を使って露光，現像することにより、グレーティングの
パターンを形成する。続いて、図２（ｃ）のように、前
記フォトレジストＰＲをマスクにして水酸化カリウム溶
液を用いて前記酸化シリコン膜２Ａをエッチングする。
その後、フォトレジストＰＲを剥離剤により除去する
と、図２（ｄ）のように、厚さが１μｍでグレーティン
グ３を有する酸化シリコン膜からなる光導波路層２が完
成する。
トＰＲを酸化シリコン膜２Ａ上にスピン塗布し、マスク
を使って露光，現像することにより、グレーティングの
パターンを形成する。続いて、図２（ｃ）のように、前
記フォトレジストＰＲをマスクにして水酸化カリウム溶
液を用いて前記酸化シリコン膜２Ａをエッチングする。
その後、フォトレジストＰＲを剥離剤により除去する
と、図２（ｄ）のように、厚さが１μｍでグレーティン
グ３を有する酸化シリコン膜からなる光導波路層２が完
成する。
【００２３】ここで、酸化シリコン膜２Ａの形成に際し
ては半導体製造技術分野で用いられているＣＶＤ法、シ
リコン酸化法等の各種の技法を採用することも可能であ
る。また、酸化シリコン膜２Ａのエッチング方法は、水
酸化カリウムのようなウエットエッチングのほかに反応
性イオンエッチングのようなドライエッチングでも可能
である。
ては半導体製造技術分野で用いられているＣＶＤ法、シ
リコン酸化法等の各種の技法を採用することも可能であ
る。また、酸化シリコン膜２Ａのエッチング方法は、水
酸化カリウムのようなウエットエッチングのほかに反応
性イオンエッチングのようなドライエッチングでも可能
である。
【００２４】形成された酸化シリコン膜からなる光導波
路層２を有する基板では、バリウムホウケイ酸ガラス基
板１の屈折率ｎ3 ＝１．５３、光導波路層２の屈折率ｎ
2 ＝１．７５であることから、前記した（１）から
（４）式を使って計算するとグレーティングピッチΛ＝
５００ｎｍの時、光は入射角θi ＝４９度で光導波路層
２内をθd ＝８１．８度で伝搬することがわかる。
路層２を有する基板では、バリウムホウケイ酸ガラス基
板１の屈折率ｎ3 ＝１．５３、光導波路層２の屈折率ｎ
2 ＝１．７５であることから、前記した（１）から
（４）式を使って計算するとグレーティングピッチΛ＝
５００ｎｍの時、光は入射角θi ＝４９度で光導波路層
２内をθd ＝８１．８度で伝搬することがわかる。
【００２５】しかる上で、図１に示したように、前記酸
化シリコン膜からなる光導波路層２の表面上に抗体固定
化膜４を形成する。この抗体固定化膜４は抗体の種類に
応じてその組成や製造方法が相違されるが、例えば、タ
ンパク質からなる抗体固定化膜を形成する場合には、光
導波路層２の表面にシランカップリング剤をスピンコー
トし、かつこれを選択的にエッチングして必要領域にの
み残す。その上で架橋剤を用いて表面に露呈されている
アミノ基にタンパク質を架橋させることで、抗体固定化
膜４を形成することができる。
化シリコン膜からなる光導波路層２の表面上に抗体固定
化膜４を形成する。この抗体固定化膜４は抗体の種類に
応じてその組成や製造方法が相違されるが、例えば、タ
ンパク質からなる抗体固定化膜を形成する場合には、光
導波路層２の表面にシランカップリング剤をスピンコー
トし、かつこれを選択的にエッチングして必要領域にの
み残す。その上で架橋剤を用いて表面に露呈されている
アミノ基にタンパク質を架橋させることで、抗体固定化
膜４を形成することができる。
【００２６】図３は図１に示した免疫センサ５を用いた
光導波路型蛍光免疫センサ測定装置の構成図である。レ
ーザ装置６よりアルゴンイオンレーザ光（４８８ｎｍ）
が一定の角度で免疫センサ５に入射するように構成す
る。また、免疫センサ５において発生された蛍光を検知
する光電子増倍管７が設けられている。なお、この例で
は免疫センサ５の下面から蛍光を測定しているが、セン
サの上面から蛍光を測定しても同じことである。
光導波路型蛍光免疫センサ測定装置の構成図である。レ
ーザ装置６よりアルゴンイオンレーザ光（４８８ｎｍ）
が一定の角度で免疫センサ５に入射するように構成す
る。また、免疫センサ５において発生された蛍光を検知
する光電子増倍管７が設けられている。なお、この例で
は免疫センサ５の下面から蛍光を測定しているが、セン
サの上面から蛍光を測定しても同じことである。
【００２７】図４は図２の蛍光免疫センサ測定装置を用
いた試料溶液中の抗原濃度の測定方法の説明図である。
図４（ａ）のように、試料溶液８を免疫センサ５の光導
波路層２上の抗体固定化膜４上に１０μｌ滴下する。す
ると、図４（ｂ）のように、試料溶液８に含まれている
抗原９が抗体固定膜４の第１抗体４ａと免疫反応により
結合する。次に、図４（ｃ）のように、蛍光色素で標識
された第２抗体１０を含む溶液１１を滴下する。蛍光色
素は、使用するレーザ光により選択されるが、アルゴン
イオンレーザの場合はＦＩＴＣが最適である。第２抗体
１０は第１抗体４ａとは別の部位で抗原９に結合する。
その結果、図４（ｄ）のように、光導波路層表面に第１
抗体−抗原−第２抗体よりなる免疫複合体が形成され
る。
いた試料溶液中の抗原濃度の測定方法の説明図である。
図４（ａ）のように、試料溶液８を免疫センサ５の光導
波路層２上の抗体固定化膜４上に１０μｌ滴下する。す
ると、図４（ｂ）のように、試料溶液８に含まれている
抗原９が抗体固定膜４の第１抗体４ａと免疫反応により
結合する。次に、図４（ｃ）のように、蛍光色素で標識
された第２抗体１０を含む溶液１１を滴下する。蛍光色
素は、使用するレーザ光により選択されるが、アルゴン
イオンレーザの場合はＦＩＴＣが最適である。第２抗体
１０は第１抗体４ａとは別の部位で抗原９に結合する。
その結果、図４（ｄ）のように、光導波路層表面に第１
抗体−抗原−第２抗体よりなる免疫複合体が形成され
る。
【００２８】そして、グレーティング３より入射したレ
ーザ光１２が光導波路層２内を伝搬するとき、光導波路
層の表面にエバネッセント波が生じる。このエバネッセ
ント波により蛍光色素が励起され生ずる蛍光を光電子増
倍管により検出する。この蛍光強度と試料溶液中に含ま
れる抗原の濃度は相関関係があるので抗原の濃度を求め
ることができる。
ーザ光１２が光導波路層２内を伝搬するとき、光導波路
層の表面にエバネッセント波が生じる。このエバネッセ
ント波により蛍光色素が励起され生ずる蛍光を光電子増
倍管により検出する。この蛍光強度と試料溶液中に含ま
れる抗原の濃度は相関関係があるので抗原の濃度を求め
ることができる。
【００２９】なお、本発明の免疫センサは、光導波路層
をポリイミドで形成してもよい。この場合には基板上に
ポリイミドを塗布し、かつ選択エッチングすることで酸
化シリコン膜の場合と同様に光導波路層を形成すること
ができる。ただし、ポリイミドの屈折率ｎ2 ＝１．６４
であることから、前記（１）から（４）式を使って計算
するとグレーティングピッチΛ＝５００ｎｍの時、光は
入射角θi ＝８０．７７度で導波路内をθd ＝８０．７
７度で伝搬することになる。
をポリイミドで形成してもよい。この場合には基板上に
ポリイミドを塗布し、かつ選択エッチングすることで酸
化シリコン膜の場合と同様に光導波路層を形成すること
ができる。ただし、ポリイミドの屈折率ｎ2 ＝１．６４
であることから、前記（１）から（４）式を使って計算
するとグレーティングピッチΛ＝５００ｎｍの時、光は
入射角θi ＝８０．７７度で導波路内をθd ＝８０．７
７度で伝搬することになる。
【００３０】
【発明の効果】以上説明したように、本発明による光導
波路型蛍光免疫センサは、光導波路層の一端部に光カッ
プリング装置としてのグレーティングを有しているの
で、プリズム等が不要となり、センサの小型化及び低コ
スト化が実現できるという効果がある。特に、光導波路
層として酸化シリコン膜やポリイミド膜を用いること
で、グレーティングを微細にかつ容易に形成することが
でき、センサの小型化と低コスト化を促進することがで
きる。
波路型蛍光免疫センサは、光導波路層の一端部に光カッ
プリング装置としてのグレーティングを有しているの
で、プリズム等が不要となり、センサの小型化及び低コ
スト化が実現できるという効果がある。特に、光導波路
層として酸化シリコン膜やポリイミド膜を用いること
で、グレーティングを微細にかつ容易に形成することが
でき、センサの小型化と低コスト化を促進することがで
きる。
【００３１】また、本発明の製造方法では、光導波路層
を形成した後に、エッチング法によりグレーティングを
形成しているため、グレーティングの微細加工を容易に
行うことが可能となり、センサの小型化、低コスト化を
可能とする。特に、光導波路層としての酸化シリコン膜
をゾル−ゲル法により形成することで、光導波路層の形
成自体を容易に行うことができる効果もある。
を形成した後に、エッチング法によりグレーティングを
形成しているため、グレーティングの微細加工を容易に
行うことが可能となり、センサの小型化、低コスト化を
可能とする。特に、光導波路層としての酸化シリコン膜
をゾル−ゲル法により形成することで、光導波路層の形
成自体を容易に行うことができる効果もある。
【図１】本発明の免疫センサの断面図である。
【図２】図１の免疫センサの製造方法を工程順に示す断
面図である。
面図である。
【図３】図１の免疫センサを用いた免疫センサ測定装置
の概念構成図である。
の概念構成図である。
【図４】図３の免疫センサ測定装置を用いた測定方法を
説明するための模式図である。
説明するための模式図である。
【図５】従来の光導波路回折格子バイオセンサの一例を
示す断面図である。
示す断面図である。
【図６】従来の標識型の光導波路免疫センサによる測定
方法を説明するための模式図である。
方法を説明するための模式図である。
【図７】従来のプリズムを用いた免疫センサ測定装置の
一例を示す断面図である。
一例を示す断面図である。
【図８】光導波路のカップリングにグレーティングを用
いた装置の一例を示す断面図である。
いた装置の一例を示す断面図である。
１ ガラス基板 ２ 光導波路層 ３ グレーティング ４ 抗体固定化膜 ５ 免疫センサ ６ レーザ装置 ７ 光電子増倍管 ８ 試料溶液 ９ 抗原 １０ 第２抗体 １１ 溶液 １２ レーザ光
Claims (5)
- 【請求項１】 基板と、基板上に形成されたその一端部
にグレーティングが形成された光導波路層と、この光導
波路層の上に形成された抗体固定化膜とで構成され、前
記グレーティングを通して光導波路内に導入された光に
より発生するエバネッセント波により励起されることに
より光導波路表面に固定化された抗体と免疫複合体を形
成した標識蛍光色素より生じた蛍光の強度を測定するた
めの光導波路型蛍光免疫センサ。 - 【請求項２】 光導波路層が酸化シリコン膜である請求
項１の光導波路型蛍光免疫センサ。 - 【請求項３】 光導波路層がポリイミド膜である請求項
１の光導波路型蛍光免疫センサ。 - 【請求項４】 基板上に光導波路層を形成する工程と、
この光導波路層上にマスクを形成し、この光導波路層の
一端部を選択エッチングしてグレーティングを形成する
工程と、前記酸化シリコン膜の表面上に測定する抗体に
対応した抗体固定化膜を選択的に形成する工程を含むこ
とを特徴とする光導波路型蛍光免疫センサの製造方法。 - 【請求項５】 光導波路層の形成工程は、ゾル−ゲル法
により酸化シリコン膜を形成する工程である請求項４の
光導波路型蛍光免疫センサの製造方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP11105095A JP2924707B2 (ja) | 1995-04-13 | 1995-04-13 | 光導波路型蛍光免疫センサとその製造方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP11105095A JP2924707B2 (ja) | 1995-04-13 | 1995-04-13 | 光導波路型蛍光免疫センサとその製造方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08285851A true JPH08285851A (ja) | 1996-11-01 |
| JP2924707B2 JP2924707B2 (ja) | 1999-07-26 |
Family
ID=14551145
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP11105095A Expired - Fee Related JP2924707B2 (ja) | 1995-04-13 | 1995-04-13 | 光導波路型蛍光免疫センサとその製造方法 |
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| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2924707B2 (ja) |
Cited By (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6361927B1 (en) * | 1998-12-15 | 2002-03-26 | Havit Co., Ltd. | Method for fabricating grating pattern |
| JP2003014647A (ja) * | 2001-07-04 | 2003-01-15 | System Instruments Kk | プローブ物質を載せた導波路法による蛍光測定方法 |
| JP2003521728A (ja) * | 2000-01-27 | 2003-07-15 | ユナキス・バルツェルス・アクチェンゲゼルシャフト | 格子構造を生成するためのプロセス、光学素子、エバネッセント場センサプレート、マイクロタイタプレート、通信技術用光結合器、および波長監視用装置 |
| JP2003329684A (ja) * | 2002-05-14 | 2003-11-19 | Toshiba Corp | 光導波路型免疫センサ及び光導波路型免疫測定方法 |
| JP2006153644A (ja) * | 2004-11-29 | 2006-06-15 | Toshiba Corp | 光導波路基板用キャリア |
| JP2006208359A (ja) * | 2004-12-27 | 2006-08-10 | Toshiba Corp | 光導波路型バイオケミカルセンサチップおよびその製造方法 |
| JP2007506107A (ja) * | 2003-09-22 | 2007-03-15 | エス アール ユー バイオシステムズ，インコーポレイテッド | 比色共鳴反射光バイオセンサーを用いる非標識アッセイ実施法 |
| US7269308B2 (en) | 2005-09-29 | 2007-09-11 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Optical waveguide type biochemical sensor chip and method of manufacturing the same |
| JP2008096454A (ja) * | 2007-12-17 | 2008-04-24 | Toshiba Corp | 光学式バイオセンサ |
| JP2008224524A (ja) * | 2007-03-14 | 2008-09-25 | Toshiba Corp | 光導波路型抗体チップ |
| US7498145B2 (en) | 2003-08-29 | 2009-03-03 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Concentration measuring method, concentration measuring kit, and sensor chip for use in the method |
| JP2009150908A (ja) * | 2004-12-27 | 2009-07-09 | Toshiba Corp | 光導波路型バイオケミカルセンサチップ及びその設計方法並びに測定対象物の測定方法 |
| US7678567B2 (en) | 2004-07-26 | 2010-03-16 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Optical biosensor |
| JP2021515188A (ja) * | 2018-03-01 | 2021-06-17 | エフ．ホフマン−ラ ロッシュ アーゲー | 結合親和性の検出に使用するデバイス |
Families Citing this family (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2009076323A2 (en) | 2007-12-06 | 2009-06-18 | Genalyte Inc. | Monitoring enzymatic process |
| JP5656853B2 (ja) | 2008-10-27 | 2015-01-21 | ジェナリーテ， インコーポレイテッド | 光学的な探査及び検知に基づくバイオセンサ |
| EP2635710B1 (en) | 2010-11-05 | 2017-08-09 | Genalyte, Inc. | Optical analyte detection systems and methods of use |
| WO2014143637A1 (en) | 2013-03-15 | 2014-09-18 | The Board Of Trustees Of The University Of Illinois | Methods and compositions for enhancing immunoassays |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS646842A (en) * | 1987-06-30 | 1989-01-11 | Ricoh Kk | Detecting device |
| JPH05203574A (ja) * | 1992-01-25 | 1993-08-10 | Daikin Ind Ltd | 蛍光免疫測定装置 |
| JPH0763756A (ja) * | 1993-08-26 | 1995-03-10 | Daikin Ind Ltd | 蛍光免疫測定装置 |
-
1995
- 1995-04-13 JP JP11105095A patent/JP2924707B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| US7678567B2 (en) | 2004-07-26 | 2010-03-16 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Optical biosensor |
| JP2006153644A (ja) * | 2004-11-29 | 2006-06-15 | Toshiba Corp | 光導波路基板用キャリア |
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| US11946930B2 (en) | 2018-03-01 | 2024-04-02 | Hoffmann-La Roche Inc. | Device for use in the detection of binding affinities |
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
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