JPH09264843A - 表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セル及びその製造方法 - Google Patents
表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セル及びその製造方法Info
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- JPH09264843A JPH09264843A JP7622296A JP7622296A JPH09264843A JP H09264843 A JPH09264843 A JP H09264843A JP 7622296 A JP7622296 A JP 7622296A JP 7622296 A JP7622296 A JP 7622296A JP H09264843 A JPH09264843 A JP H09264843A
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Abstract
(57)【要約】
【解決手段】 表面プラズモン共鳴バイオセンサー用の
測定セルにおいて、金属膜と、該金属膜の上に形成され
たプラズマ重合膜と、該プラズマ重合膜の表面に固定さ
れた生理活性物質とからなる層が光学部分に設けられて
いることを特徴とする、表面プラズモン共鳴バイオセン
サー用測定セル。 【効果】 本発明の表面プラズモン共鳴バイオセンサー
用測定セルを使用した表面プラズモン共鳴バイオセンサ
ーによれば、固定化する生理活性物質が少量であって
も、良好な感度で検体を測定することができる。
測定セルにおいて、金属膜と、該金属膜の上に形成され
たプラズマ重合膜と、該プラズマ重合膜の表面に固定さ
れた生理活性物質とからなる層が光学部分に設けられて
いることを特徴とする、表面プラズモン共鳴バイオセン
サー用測定セル。 【効果】 本発明の表面プラズモン共鳴バイオセンサー
用測定セルを使用した表面プラズモン共鳴バイオセンサ
ーによれば、固定化する生理活性物質が少量であって
も、良好な感度で検体を測定することができる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は表面プラズモン共鳴
バイオセンサー及びそれに用いる測定セル、ならびにそ
の測定セルの製造方法に関する。
バイオセンサー及びそれに用いる測定セル、ならびにそ
の測定セルの製造方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】現在、臨床検査等で免疫反応を利用した
測定が数多く行われているが、従来法では煩雑な操作や
標識物質を必要とするため、標識物質を必要とすること
なく、リガンドの変化を高感度に検出することのできる
表面プラズモン共鳴（ＳＰＲ）を利用した免疫センサー
が使用されている。この表面プラズモン共鳴の現象は、
ガラス等の光学的に透明な物質と金属薄膜層との境界か
ら反射された単色光の強度が、金属の出射側にある試料
の屈折率に依存することによるものであり、従って、反
射された単色光の強度を測定することにより、試料を分
析することができる。
測定が数多く行われているが、従来法では煩雑な操作や
標識物質を必要とするため、標識物質を必要とすること
なく、リガンドの変化を高感度に検出することのできる
表面プラズモン共鳴（ＳＰＲ）を利用した免疫センサー
が使用されている。この表面プラズモン共鳴の現象は、
ガラス等の光学的に透明な物質と金属薄膜層との境界か
ら反射された単色光の強度が、金属の出射側にある試料
の屈折率に依存することによるものであり、従って、反
射された単色光の強度を測定することにより、試料を分
析することができる。
【０００３】この表面プラズモン共鳴を利用した測定装
置（表面プラズモン共鳴バイオセンサー）で一般的に使
用される測定セルの光学部分は、図２に示すような構造
を有する。即ち、ガラス基板１'上に成膜された金属薄
膜２'の上に、多孔質材料５が形成されており、この多
孔質材料５の表面及び内部に酵素、抗体等の生理活性物
質４'が担持又は固定されている。この多孔質材料５と
しては、例えば合成繊維、天然繊維、無機繊維等からな
る織物、編物、不織布や、多孔性の無機又は有機材料な
どが使用される（特開平3-164195号公報参照）。また、
市販品（BIAcore2000用，ファルマシアバイオセンサー
社製）では、この多孔質材料５としてカルボキシメチル
デキストランが用いられている。
置（表面プラズモン共鳴バイオセンサー）で一般的に使
用される測定セルの光学部分は、図２に示すような構造
を有する。即ち、ガラス基板１'上に成膜された金属薄
膜２'の上に、多孔質材料５が形成されており、この多
孔質材料５の表面及び内部に酵素、抗体等の生理活性物
質４'が担持又は固定されている。この多孔質材料５と
しては、例えば合成繊維、天然繊維、無機繊維等からな
る織物、編物、不織布や、多孔性の無機又は有機材料な
どが使用される（特開平3-164195号公報参照）。また、
市販品（BIAcore2000用，ファルマシアバイオセンサー
社製）では、この多孔質材料５としてカルボキシメチル
デキストランが用いられている。
【０００４】しかしながら、測定対象物と実質的に相互
作用する生理活性物質４'というのは、多孔質材料５の
表面に存在するものだけであるため、多孔質材料５の内
部に担持又は固定されている生理活性物質４'は無駄な
ものとなり、その分感度が低下することとなる。また、
生理活性物質４'を金属薄膜２'に固定する方法として、
ＬＢ（Langmuir-Blodgett ）法が用いられる場合もある
が（特開平5-288672号公報参照）、ＬＢ膜と金属薄膜と
の結合が弱く、生理活性物質と共に脱落するという問題
がある。
作用する生理活性物質４'というのは、多孔質材料５の
表面に存在するものだけであるため、多孔質材料５の内
部に担持又は固定されている生理活性物質４'は無駄な
ものとなり、その分感度が低下することとなる。また、
生理活性物質４'を金属薄膜２'に固定する方法として、
ＬＢ（Langmuir-Blodgett ）法が用いられる場合もある
が（特開平5-288672号公報参照）、ＬＢ膜と金属薄膜と
の結合が弱く、生理活性物質と共に脱落するという問題
がある。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、固定
化する生理活性物質が少量であっても、良好な感度が得
られる表面プラズモン共鳴バイオセンサー用の測定セル
を提供すること、ならびにその測定セルの製造方法及び
その測定セルを使用した表面プラズモン共鳴バイオセン
サーを提供することである。
化する生理活性物質が少量であっても、良好な感度が得
られる表面プラズモン共鳴バイオセンサー用の測定セル
を提供すること、ならびにその測定セルの製造方法及び
その測定セルを使用した表面プラズモン共鳴バイオセン
サーを提供することである。
【０００６】
【課題を解決する手段】上記課題に鑑み鋭意研究の結
果、本発明者等は、プラズマ重合膜を介して生理活性物
質を固定化すれば、使用する生理活性物質が少量であっ
ても良好な感度が得られることを見出し、本発明を完成
した。即ち、本発明は、金属膜と、該金属膜の上に形成
されたプラズマ重合膜と、該プラズマ重合膜の表面に固
定された生理活性物質とからなる層が光学部分に設けら
れていることを特徴とする、表面プラズモン共鳴バイオ
センサー用測定セルである。
果、本発明者等は、プラズマ重合膜を介して生理活性物
質を固定化すれば、使用する生理活性物質が少量であっ
ても良好な感度が得られることを見出し、本発明を完成
した。即ち、本発明は、金属膜と、該金属膜の上に形成
されたプラズマ重合膜と、該プラズマ重合膜の表面に固
定された生理活性物質とからなる層が光学部分に設けら
れていることを特徴とする、表面プラズモン共鳴バイオ
センサー用測定セルである。
【０００７】また、本発明は、上記表面プラズモン共鳴
バイオセンサー用測定セルを使用した表面プラズモン共
鳴バイオセンサーである。さらに、本発明は、光学的に
透明な基板上に金属膜を形成した後、該金属膜の上にプ
ラズマ重合膜を形成し、次いで該プラズマ重合膜の表面
に生理活性物質を固定化することを特徴とする、表面プ
ラズモン共鳴バイオセンサー用測定セルの製造方法であ
る。
バイオセンサー用測定セルを使用した表面プラズモン共
鳴バイオセンサーである。さらに、本発明は、光学的に
透明な基板上に金属膜を形成した後、該金属膜の上にプ
ラズマ重合膜を形成し、次いで該プラズマ重合膜の表面
に生理活性物質を固定化することを特徴とする、表面プ
ラズモン共鳴バイオセンサー用測定セルの製造方法であ
る。
【０００８】
【発明の実施の形態】以下、本発明を詳細に説明する。
本発明の一例による表面プラズモン共鳴バイオセンサー
用測定セルの光学部分の断面概略図を図１に示す。ここ
で、本明細書における測定セルの「光学部分」とは、光
が照射され、エバネッセント波と表面プラズモンが生じ
得る部分をいうものとする。
本発明の一例による表面プラズモン共鳴バイオセンサー
用測定セルの光学部分の断面概略図を図１に示す。ここ
で、本明細書における測定セルの「光学部分」とは、光
が照射され、エバネッセント波と表面プラズモンが生じ
得る部分をいうものとする。
【０００９】本実施例による表面プラズモン共鳴バイオ
センサー用測定セル（以下、「測定セル」と略す場合が
ある。）の光学部分は、光学的に透明な基板（透明基
板）１と、透明基板１の上に形成された金属薄膜２と、
金属薄膜２の上に形成されたプラズマ重合膜３と、プラ
ズマ重合膜３の表面に固定された生理活性物質４とを有
する。
センサー用測定セル（以下、「測定セル」と略す場合が
ある。）の光学部分は、光学的に透明な基板（透明基
板）１と、透明基板１の上に形成された金属薄膜２と、
金属薄膜２の上に形成されたプラズマ重合膜３と、プラ
ズマ重合膜３の表面に固定された生理活性物質４とを有
する。
【００１０】透明基板１としては、通常表面プラズモン
共鳴バイオセンサー用測定セルに使用されるものであれ
ばよく、一般的にはガラスや、レーザー光に対して透明
な材料からなるものであり、その厚さは0.1 〜５mm程度
である。金属薄膜２としては、表面プラズモン共鳴が生
じ得るようなものであれば特に限定されない。この金属
薄膜２に使用することのできる金属の種類としては、
金、銀、白金等が挙げられ、それらを単独で又は組み合
わせて使用することができる。また、上記透明基板１へ
の付着性を考慮して、透明基板１と金、銀等からなる層
との間にクロム等からなる介在層を設けてもよい。
共鳴バイオセンサー用測定セルに使用されるものであれ
ばよく、一般的にはガラスや、レーザー光に対して透明
な材料からなるものであり、その厚さは0.1 〜５mm程度
である。金属薄膜２としては、表面プラズモン共鳴が生
じ得るようなものであれば特に限定されない。この金属
薄膜２に使用することのできる金属の種類としては、
金、銀、白金等が挙げられ、それらを単独で又は組み合
わせて使用することができる。また、上記透明基板１へ
の付着性を考慮して、透明基板１と金、銀等からなる層
との間にクロム等からなる介在層を設けてもよい。
【００１１】金属薄膜２の膜厚は、100 〜2000Åである
のが好ましく、特に100 〜500 Åであるのが好ましい。
3000Åを超えると、媒質の表面プラズモン現象を十分検
出することができない。また、クロム等からなる介在層
を設ける場合、その介在層の厚さは、30〜50Åであるの
が好ましい。
のが好ましく、特に100 〜500 Åであるのが好ましい。
3000Åを超えると、媒質の表面プラズモン現象を十分検
出することができない。また、クロム等からなる介在層
を設ける場合、その介在層の厚さは、30〜50Åであるの
が好ましい。
【００１２】プラズマ重合膜３は、モノマー原料をプラ
ズマ重合することにより三次元架橋してなる膜である。
本発明で使用することのできるモノマー原料としては、
プラズマ重合することにより生理活性物質を固定化でき
るものであれば、いかなるものであってもよいが、例え
ば、下記の式(1) ＣＨ3−（ＣＨ2）n−ＮＨ2 （但し、ｎは１〜６の整数である。）…(1) で表される化合物や、下記の式(2) ＮＨ2−（ＣＨ2）n−ＮＨ2 （但し、ｎは１〜６の整数である。）…(2) で表される化合物、あるいはアセトニトリル、ビニルア
ミン、ピリジンなどの炭素（Ｃ）、水素（Ｈ）及び窒素
（Ｎ）からなり２重結合又は３重結合を含む化合物等を
用いることができる。また、後述する水溶性二価性試薬
により形成される層を設ける場合には、さらに硫黄
（Ｓ）、酸素（Ｏ）又は珪素（Ｓｉ）を含有する化合物
を使用することもできる。一般的には、炭素（Ｃ）、水
素（Ｈ）、窒素（Ｎ）、硫黄（Ｓ）、酸素（Ｏ）及び珪
素（Ｓｉ）から選ばれる任意の元素を２種以上適宜含む
化合物を使用することができる。
ズマ重合することにより三次元架橋してなる膜である。
本発明で使用することのできるモノマー原料としては、
プラズマ重合することにより生理活性物質を固定化でき
るものであれば、いかなるものであってもよいが、例え
ば、下記の式(1) ＣＨ3−（ＣＨ2）n−ＮＨ2 （但し、ｎは１〜６の整数である。）…(1) で表される化合物や、下記の式(2) ＮＨ2−（ＣＨ2）n−ＮＨ2 （但し、ｎは１〜６の整数である。）…(2) で表される化合物、あるいはアセトニトリル、ビニルア
ミン、ピリジンなどの炭素（Ｃ）、水素（Ｈ）及び窒素
（Ｎ）からなり２重結合又は３重結合を含む化合物等を
用いることができる。また、後述する水溶性二価性試薬
により形成される層を設ける場合には、さらに硫黄
（Ｓ）、酸素（Ｏ）又は珪素（Ｓｉ）を含有する化合物
を使用することもできる。一般的には、炭素（Ｃ）、水
素（Ｈ）、窒素（Ｎ）、硫黄（Ｓ）、酸素（Ｏ）及び珪
素（Ｓｉ）から選ばれる任意の元素を２種以上適宜含む
化合物を使用することができる。
【００１３】これらの中でも、２重結合及び３重結合を
有しない下記の式(1) ＣＨ3−（ＣＨ2）n−ＮＨ2 （但し、ｎは１〜６の整数である。）…(1) で表される化合物又は下記の式(2) ＮＨ2−（ＣＨ2）n−ＮＨ2 （但し、ｎは１〜６の整数である。）…(2) で表される化合物は、２重結合又は３重結合を有する化
合物よりも成膜速度が遅く、均質な膜が得られるため好
ましい。プラズマ重合膜３の膜厚は、100 〜3000Åであ
るのが好ましく、特に500 〜1000Åであるのが好まし
い。
有しない下記の式(1) ＣＨ3−（ＣＨ2）n−ＮＨ2 （但し、ｎは１〜６の整数である。）…(1) で表される化合物又は下記の式(2) ＮＨ2−（ＣＨ2）n−ＮＨ2 （但し、ｎは１〜６の整数である。）…(2) で表される化合物は、２重結合又は３重結合を有する化
合物よりも成膜速度が遅く、均質な膜が得られるため好
ましい。プラズマ重合膜３の膜厚は、100 〜3000Åであ
るのが好ましく、特に500 〜1000Åであるのが好まし
い。
【００１４】本発明におけるプラズマ重合膜３は、以下
のような利点を有する。 ピンホールフリーの非晶質で緻密な膜である。 膜厚500Å程度から均質な成膜が可能であり、屈折率
の変動が極めて少ない。 プラズマガスの種類を変えることにより、膜厚だけで
なく、表面改質、官能基導入などの化学修飾が可能とな
る。 成膜条件はドライプロセスであるため、半導体技術と
の併合が可能である。 再び溶解しないので安定である。
のような利点を有する。 ピンホールフリーの非晶質で緻密な膜である。 膜厚500Å程度から均質な成膜が可能であり、屈折率
の変動が極めて少ない。 プラズマガスの種類を変えることにより、膜厚だけで
なく、表面改質、官能基導入などの化学修飾が可能とな
る。 成膜条件はドライプロセスであるため、半導体技術と
の併合が可能である。 再び溶解しないので安定である。
【００１５】生理活性物質４としては、測定対象物と相
互作用するものであれば特に限定されず、例えば免疫蛋
白質、酵素、微生物、細菌等が挙げられる。免疫蛋白質
としては、例えば測定対象物を抗原とする抗体を使用す
ることができる。抗体としても特に限定されることな
く、種々の免疫グロブリン、即ちＩｇＧ、ＩｇＭ、Ｉｇ
Ａ、ＩｇＥ、ＩｇＤを使用することができる。具体的に
は、測定対象物がヒト血清アルブミンであれば、抗体と
して抗ヒト血清アルブミン抗体を使用することができ
る。また、農薬、殺虫剤、メチシリン耐性黄色ブドウ球
菌、抗生物質、麻薬、コカイン、ヘロイン、クラック等
を抗原とする場合には、例えば抗アトラジン抗体、抗カ
ナマイシン抗体、抗メタンフェタミン抗体等の抗体を使
用することができる。
互作用するものであれば特に限定されず、例えば免疫蛋
白質、酵素、微生物、細菌等が挙げられる。免疫蛋白質
としては、例えば測定対象物を抗原とする抗体を使用す
ることができる。抗体としても特に限定されることな
く、種々の免疫グロブリン、即ちＩｇＧ、ＩｇＭ、Ｉｇ
Ａ、ＩｇＥ、ＩｇＤを使用することができる。具体的に
は、測定対象物がヒト血清アルブミンであれば、抗体と
して抗ヒト血清アルブミン抗体を使用することができ
る。また、農薬、殺虫剤、メチシリン耐性黄色ブドウ球
菌、抗生物質、麻薬、コカイン、ヘロイン、クラック等
を抗原とする場合には、例えば抗アトラジン抗体、抗カ
ナマイシン抗体、抗メタンフェタミン抗体等の抗体を使
用することができる。
【００１６】酵素としては、測定対象物又は測定対象物
から代謝される物質に対して活性を示すものであれば、
特に限定されることなく、種々の酵素、例えば酸化還元
酵素、加水分解酵素、異性化酵素、脱離酵素、合成酵素
等を使用することができる。具体的には、測定対象物が
グルコースであれば、グルコースオキシダーゼを、測定
対象物がコレステロールであれば、コレステロールオキ
シダーゼを使用することができる。また、農薬、殺虫
剤、メチシリン耐性黄色ブドウ球菌、抗生物質、麻薬、
コカイン、ヘロイン、クラック等を測定対象物とする場
合には、それらから代謝される物質と特異的反応を示
す、例えばアセチルコリンエステラーゼ、カテコールア
ミンエステラーゼ、ノルアドレナリンエステラーゼ、ド
ーパミンエステラーゼ等の酵素を使用することができ
る。
から代謝される物質に対して活性を示すものであれば、
特に限定されることなく、種々の酵素、例えば酸化還元
酵素、加水分解酵素、異性化酵素、脱離酵素、合成酵素
等を使用することができる。具体的には、測定対象物が
グルコースであれば、グルコースオキシダーゼを、測定
対象物がコレステロールであれば、コレステロールオキ
シダーゼを使用することができる。また、農薬、殺虫
剤、メチシリン耐性黄色ブドウ球菌、抗生物質、麻薬、
コカイン、ヘロイン、クラック等を測定対象物とする場
合には、それらから代謝される物質と特異的反応を示
す、例えばアセチルコリンエステラーゼ、カテコールア
ミンエステラーゼ、ノルアドレナリンエステラーゼ、ド
ーパミンエステラーゼ等の酵素を使用することができ
る。
【００１７】微生物、細菌としては、特に限定されるこ
となく、大腸菌をはじめとする種々の微生物、細菌を使
用することができる。このように、プラズマ重合膜３の
表面上に生理活性物質４を固定化した本発明の測定セル
では、多孔質材料の表面及び内部に生理活性物質を固定
化していた従来のものと比較して、使用する生理活性物
質が少量で済むにもかかわらず、良好な感度が得られ
る。
となく、大腸菌をはじめとする種々の微生物、細菌を使
用することができる。このように、プラズマ重合膜３の
表面上に生理活性物質４を固定化した本発明の測定セル
では、多孔質材料の表面及び内部に生理活性物質を固定
化していた従来のものと比較して、使用する生理活性物
質が少量で済むにもかかわらず、良好な感度が得られ
る。
【００１８】生理活性物質として抗体を用いた場合、通
常は図１に示されるように抗体のＦｃフラグメントがプ
ラズマ重合膜３の表面のみに固定され、抗体は単分子層
状態に形成される。但し、抗体のＦａｂフラグメントが
プラズマ重合膜３から離れる程、感度や反応速度が低下
するため、図３に示すようにＦａｂフラグメント（図３
(a) ）又はＦ(ａｂ')2 フラグメント（図３(b) ）を直
接プラズマ重合膜３に固定化して、感度や反応速度を向
上させてもよい。
常は図１に示されるように抗体のＦｃフラグメントがプ
ラズマ重合膜３の表面のみに固定され、抗体は単分子層
状態に形成される。但し、抗体のＦａｂフラグメントが
プラズマ重合膜３から離れる程、感度や反応速度が低下
するため、図３に示すようにＦａｂフラグメント（図３
(a) ）又はＦ(ａｂ')2 フラグメント（図３(b) ）を直
接プラズマ重合膜３に固定化して、感度や反応速度を向
上させてもよい。
【００１９】生理活性物質４の厚さは、使用する生理活
性物質自体の大きさにもよるが、100 〜3000Åであるの
が好ましく、特に100 〜1000Åであるのが好ましい。本
発明の他の一例による表面プラズモン共鳴バイオセンサ
ー用測定セルの概略図を図４に示す。本実施例による表
面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セルは、上記測
定セルとほぼ同様の構成を有するが、プラズマ重合膜３
の上にさらに水溶性二価性試薬により形成した膜（これ
を「共有結合膜」という。）６が設けられており、生理
活性物質４がこの共有結合膜６を介してプラズマ重合膜
３に固定されている。
性物質自体の大きさにもよるが、100 〜3000Åであるの
が好ましく、特に100 〜1000Åであるのが好ましい。本
発明の他の一例による表面プラズモン共鳴バイオセンサ
ー用測定セルの概略図を図４に示す。本実施例による表
面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セルは、上記測
定セルとほぼ同様の構成を有するが、プラズマ重合膜３
の上にさらに水溶性二価性試薬により形成した膜（これ
を「共有結合膜」という。）６が設けられており、生理
活性物質４がこの共有結合膜６を介してプラズマ重合膜
３に固定されている。
【００２０】共有結合膜６を形成する水溶性二価性試薬
は、生理活性物質４を共有結合的に強固に固定化できる
ものであれば、特に限定されない。そのような水溶性二
価性試薬としては、例えばグルタルアルデヒド、過ヨウ
素酸、Ｎ，Ｎ'−ｏ−フェニレンジマレイミド、Ｎ−ス
クシニミジル−４−（Ｎ−マレイミドメチル）シクロヘ
キサン−１−カルボキシレート、Ｎ−スクシニミジルマ
レイミド酢酸、Ｎ−スクシニミジル−４−マレイミド酪
酸、Ｎ−スクシニミジル−６−マレイミドヘキサン酸、
Ｎ−スルホスクシニミジル−４−マレイミドメチルシク
ロヘキサン−１−カルボン酸、Ｎ−スルホスクシニミジ
ル−３−マレイミド安息香酸、Ｎ−（４−マレイミドブ
チリロキシ）スルホスクシンイミド・ナトリウム塩、Ｎ
−（６−マレイミドカプロイロキシ）スルホスクシンイ
ミド・ナトリウム塩、Ｎ−（８−マレイミドカプリロキ
シ）スルホスクシンイミド・ナトリウム塩、Ｎ−（11−
マレイミドウンデカノイロキシ）スルホスクシンイミド
・ナトリウム塩、Ｎ［２−（１−ピペラジニル）エチ
ル］マレイミド・二塩酸等が挙げられ、それぞれ単独で
又は組み合わせて使用することができる。これらの中で
も、汎用性が高く、取扱いの容易なグルタルアルデヒド
が好ましい。
は、生理活性物質４を共有結合的に強固に固定化できる
ものであれば、特に限定されない。そのような水溶性二
価性試薬としては、例えばグルタルアルデヒド、過ヨウ
素酸、Ｎ，Ｎ'−ｏ−フェニレンジマレイミド、Ｎ−ス
クシニミジル−４−（Ｎ−マレイミドメチル）シクロヘ
キサン−１−カルボキシレート、Ｎ−スクシニミジルマ
レイミド酢酸、Ｎ−スクシニミジル−４−マレイミド酪
酸、Ｎ−スクシニミジル−６−マレイミドヘキサン酸、
Ｎ−スルホスクシニミジル−４−マレイミドメチルシク
ロヘキサン−１−カルボン酸、Ｎ−スルホスクシニミジ
ル−３−マレイミド安息香酸、Ｎ−（４−マレイミドブ
チリロキシ）スルホスクシンイミド・ナトリウム塩、Ｎ
−（６−マレイミドカプロイロキシ）スルホスクシンイ
ミド・ナトリウム塩、Ｎ−（８−マレイミドカプリロキ
シ）スルホスクシンイミド・ナトリウム塩、Ｎ−（11−
マレイミドウンデカノイロキシ）スルホスクシンイミド
・ナトリウム塩、Ｎ［２−（１−ピペラジニル）エチ
ル］マレイミド・二塩酸等が挙げられ、それぞれ単独で
又は組み合わせて使用することができる。これらの中で
も、汎用性が高く、取扱いの容易なグルタルアルデヒド
が好ましい。
【００２１】このような共有結合膜６を設け、生理活性
物質４を共有結合で強固に固定化することにより、当該
測定セルを洗浄しても生理活性物質４の固定化を維持で
きるため、繰り返し測定に使用することができるという
利点が得られる。共有結合膜６の厚さは、10〜100 Åで
あるのが好ましく、特に10〜20Åであるのが好ましい。
物質４を共有結合で強固に固定化することにより、当該
測定セルを洗浄しても生理活性物質４の固定化を維持で
きるため、繰り返し測定に使用することができるという
利点が得られる。共有結合膜６の厚さは、10〜100 Åで
あるのが好ましく、特に10〜20Åであるのが好ましい。
【００２２】本発明の測定セルの光学部分における層
は、以下のようにして形成することができる。まず、透
明基板１上に金属薄膜２を形成する。金属薄膜２の形成
は常法によって行えばよく、例えばスパッタリング、Ｃ
ＶＤ、ＰＶＤ、真空蒸着法等によって行うことができ
る。
は、以下のようにして形成することができる。まず、透
明基板１上に金属薄膜２を形成する。金属薄膜２の形成
は常法によって行えばよく、例えばスパッタリング、Ｃ
ＶＤ、ＰＶＤ、真空蒸着法等によって行うことができ
る。
【００２３】次に、金属薄膜２の上にプラズマ重合膜３
を形成する。プラズマ重合膜３の形成は、前述したモノ
マーを原料としてプラズマ重合によって行えばよく、通
常のプラズマ重合装置を使用することができる。プラズ
マ重合の条件としては、成膜速度が100 〜3000Å／min
、特に500 〜1000Å／min となるように設定するのが
好ましい。3000Å／min を超えると、均質なプラズマ重
合膜が得られにくくなる。具体的には、モノマー原料の
流量を0.05〜20ml/minとし、温度を室温又は10〜20℃と
し、圧力を1.0 ×10-4〜1.0 ×10-1Torrとし、放電電力
を20〜50Ｗとし、放電周波数を10MHz 又は13.56MHzとし
て、シャッター時間（暴露時間）を60secとするのが好
ましい。
を形成する。プラズマ重合膜３の形成は、前述したモノ
マーを原料としてプラズマ重合によって行えばよく、通
常のプラズマ重合装置を使用することができる。プラズ
マ重合の条件としては、成膜速度が100 〜3000Å／min
、特に500 〜1000Å／min となるように設定するのが
好ましい。3000Å／min を超えると、均質なプラズマ重
合膜が得られにくくなる。具体的には、モノマー原料の
流量を0.05〜20ml/minとし、温度を室温又は10〜20℃と
し、圧力を1.0 ×10-4〜1.0 ×10-1Torrとし、放電電力
を20〜50Ｗとし、放電周波数を10MHz 又は13.56MHzとし
て、シャッター時間（暴露時間）を60secとするのが好
ましい。
【００２４】プラズマ重合膜３を形成したら、最後にプ
ラズマ重合膜３に生理活性物質４を固定化する。固定化
方法は常法によって行えばよく、例えば、所定量の生理
活性物質４をプラズマ重合膜３に所定時間接触させるこ
とにより固定化することができる。測定セルがフローセ
ル型であれば、一定流量の生理活性物質４を所定時間
（所定量）流してプラズマ重合膜３に接触させればよ
い。生理活性物質として抗体を用いた場合であって、抗
体のＦａｂフラグメントを直接プラズマ重合膜３に固定
化する場合には、パパインを用いて抗体を部分分解した
後、同様の処理を行えばよい。一方、抗体のＦ(ａｂ')2
フラグメントを直接プラズマ重合膜３に固定化する場
合には、ペプシンを用いて抗体を部分分解した後、同様
の処理を行えばよい。
ラズマ重合膜３に生理活性物質４を固定化する。固定化
方法は常法によって行えばよく、例えば、所定量の生理
活性物質４をプラズマ重合膜３に所定時間接触させるこ
とにより固定化することができる。測定セルがフローセ
ル型であれば、一定流量の生理活性物質４を所定時間
（所定量）流してプラズマ重合膜３に接触させればよ
い。生理活性物質として抗体を用いた場合であって、抗
体のＦａｂフラグメントを直接プラズマ重合膜３に固定
化する場合には、パパインを用いて抗体を部分分解した
後、同様の処理を行えばよい。一方、抗体のＦ(ａｂ')2
フラグメントを直接プラズマ重合膜３に固定化する場
合には、ペプシンを用いて抗体を部分分解した後、同様
の処理を行えばよい。
【００２５】また、共有結合膜６を設ける場合には、生
理活性物質４と同様の方法によって水溶性二価性試薬を
プラズマ重合膜３に接触させ、続いて生理活性物質４を
固定化すればよい。本発明の表面プラズモン共鳴バイオ
センサーは、以上説明したような本発明の表面プラズモ
ン共鳴バイオセンサー用測定セルを使用してなるもので
ある。
理活性物質４と同様の方法によって水溶性二価性試薬を
プラズマ重合膜３に接触させ、続いて生理活性物質４を
固定化すればよい。本発明の表面プラズモン共鳴バイオ
センサーは、以上説明したような本発明の表面プラズモ
ン共鳴バイオセンサー用測定セルを使用してなるもので
ある。
【００２６】本発明の一実施例による表面プラズモン共
鳴バイオセンサーの概念図を図５に示す。本表面プラズ
モン共鳴バイオセンサーは、カートリッジブロック７
と、光源８と、検出器９とを有し、カートリッジブロッ
ク７の上に測定チップ10を設置してなる。カートリッジ
ブロック７の上面には凹部が設けられており、この凹部
と上記測定チップ10とで測定セル71が構成される。
鳴バイオセンサーの概念図を図５に示す。本表面プラズ
モン共鳴バイオセンサーは、カートリッジブロック７
と、光源８と、検出器９とを有し、カートリッジブロッ
ク７の上に測定チップ10を設置してなる。カートリッジ
ブロック７の上面には凹部が設けられており、この凹部
と上記測定チップ10とで測定セル71が構成される。
【００２７】測定チップ10の本体は透明基板からなり、
その光学部分（カートリッジブロック７の凹部に対応す
る部分）における裏面には、金属薄膜と、その下に形成
されたプラズマ重合膜と、その表面に固定された生理活
性物質とからなる層が設けられている（図示せず）。本
実施例によるセンサーでは、測定セル71はカートリッジ
ブロック７の凹部と測定チップ10とで構成されており、
またカートリッジブロック７には測定セル71及びカート
リッジブロック７の外部に連通した流路72，73が設けら
れ、測定セル71はフローセル型となっているが、本発明
はこれに限定されることなく、バッチ型セルからなる構
造のものであってもよい。このように測定セル71をフロ
ーセル型とすることにより、試料を連続的又は断続的に
測定することができる。本センサーでは、試料は流路72
を通じて測定セル71中に流れ込み、測定に供された後流
路73を通じて外部に排出される。試料の流速は、0.5 〜
５μl ／分であるのが好ましい。流速の調節は、例えば
コンピュータの指令により作動するポンプを使用すれば
よい。
その光学部分（カートリッジブロック７の凹部に対応す
る部分）における裏面には、金属薄膜と、その下に形成
されたプラズマ重合膜と、その表面に固定された生理活
性物質とからなる層が設けられている（図示せず）。本
実施例によるセンサーでは、測定セル71はカートリッジ
ブロック７の凹部と測定チップ10とで構成されており、
またカートリッジブロック７には測定セル71及びカート
リッジブロック７の外部に連通した流路72，73が設けら
れ、測定セル71はフローセル型となっているが、本発明
はこれに限定されることなく、バッチ型セルからなる構
造のものであってもよい。このように測定セル71をフロ
ーセル型とすることにより、試料を連続的又は断続的に
測定することができる。本センサーでは、試料は流路72
を通じて測定セル71中に流れ込み、測定に供された後流
路73を通じて外部に排出される。試料の流速は、0.5 〜
５μl ／分であるのが好ましい。流速の調節は、例えば
コンピュータの指令により作動するポンプを使用すれば
よい。
【００２８】光源８からは、測定チップ10の光学部分に
向かって単色光が照射され（入射光80）、測定チップ10
の裏面に設けられた金属薄膜で反射したその反射光90
が、検出器９に入光する。検出器９では、反射光90の強
度を検出することができる。光源８及び検出器９は、通
常表面プラズモン共鳴バイオセンサーに使用されるもの
であれば、いかなるものであってもよい。本発明のセン
サーでは、くさび型の光を入射させ、いろいろな方向へ
の反射光を一度に測定することができるようになってい
るが、本発明はこれには限定されない。このような構造
にすれば可動部分を設ける必要がないため、安定性及び
耐久性に優れたものとなり、またリアルタイムで試料を
測定することができる。
向かって単色光が照射され（入射光80）、測定チップ10
の裏面に設けられた金属薄膜で反射したその反射光90
が、検出器９に入光する。検出器９では、反射光90の強
度を検出することができる。光源８及び検出器９は、通
常表面プラズモン共鳴バイオセンサーに使用されるもの
であれば、いかなるものであってもよい。本発明のセン
サーでは、くさび型の光を入射させ、いろいろな方向へ
の反射光を一度に測定することができるようになってい
るが、本発明はこれには限定されない。このような構造
にすれば可動部分を設ける必要がないため、安定性及び
耐久性に優れたものとなり、またリアルタイムで試料を
測定することができる。
【００２９】上記のような構造によって、ある入射角θ
に対して谷を形成する反射光強度曲線が得られる（図６
参照）。反射光強度曲線における谷は、表面プラズモン
共鳴によるものである。即ち、光が測定チップ10の透明
基板と外との界面で全反射するときに、その界面にエバ
ネッセント波といわれる表面波が生じ、一方、金属薄膜
にも表面プラズモンといわれる表面波が生じる。この２
つの表面波の波数が一致すると共鳴が起こり、光のエネ
ルギーの一部が表面プラズモンを励起するために使用さ
れ、反射光の強度が低下する。ここで、表面プラズモン
の波数は、金属薄膜表面のごく近くにある媒質の屈折率
の影響を受けるため、測定対象物質と生理活性物質との
相互作用により媒質の屈折率が変化すると、表面プラズ
モン共鳴が生じる入射角θが変化する。従って、反射光
強度曲線の谷のずれによって、測定対象物質の濃度の変
化を検知することができる。入射角θの変化量は共鳴シ
グナルといわれ、10-4°の変化を１RUとして表す。
に対して谷を形成する反射光強度曲線が得られる（図６
参照）。反射光強度曲線における谷は、表面プラズモン
共鳴によるものである。即ち、光が測定チップ10の透明
基板と外との界面で全反射するときに、その界面にエバ
ネッセント波といわれる表面波が生じ、一方、金属薄膜
にも表面プラズモンといわれる表面波が生じる。この２
つの表面波の波数が一致すると共鳴が起こり、光のエネ
ルギーの一部が表面プラズモンを励起するために使用さ
れ、反射光の強度が低下する。ここで、表面プラズモン
の波数は、金属薄膜表面のごく近くにある媒質の屈折率
の影響を受けるため、測定対象物質と生理活性物質との
相互作用により媒質の屈折率が変化すると、表面プラズ
モン共鳴が生じる入射角θが変化する。従って、反射光
強度曲線の谷のずれによって、測定対象物質の濃度の変
化を検知することができる。入射角θの変化量は共鳴シ
グナルといわれ、10-4°の変化を１RUとして表す。
【００３０】本実施例の表面プラズモン共鳴バイオセン
サーにおいて、測定チップ10を脱着自在の使い捨て型の
ものにすれば、効率良く、信頼度の高い測定を行うこと
ができる。また、プラズマ重合膜と生理活性物質との間
に共有結合膜を設ければ、測定セル71内を洗浄すること
により測定チップ10を繰り返し使用することができ、コ
ストの低下を図ることができる。本発明の表面プラズモ
ン共鳴バイオセンサーは、試料中における目的物質の定
量、定性及び同定などに使用することができる。
サーにおいて、測定チップ10を脱着自在の使い捨て型の
ものにすれば、効率良く、信頼度の高い測定を行うこと
ができる。また、プラズマ重合膜と生理活性物質との間
に共有結合膜を設ければ、測定セル71内を洗浄すること
により測定チップ10を繰り返し使用することができ、コ
ストの低下を図ることができる。本発明の表面プラズモ
ン共鳴バイオセンサーは、試料中における目的物質の定
量、定性及び同定などに使用することができる。
【００３１】
【実施例】以下、実施例により本発明を更に具体的に説
明するが、本発明の範囲はこれらの実施例に限定される
ものではない。
明するが、本発明の範囲はこれらの実施例に限定される
ものではない。
【００３２】（実施例１）本実施例では、図１に示され
るような層を光学部分に有する測定チップを作製した。
透明基板としては、厚さ0.15mmのガラス板（18mm×18m
m）を使用した。この透明基板上に、スパッタリングに
よりクロムからなる層、次いで金からなる層を形成し
た。スパッタリングの条件としては、クロムの場合で10
0 Ｗ，40秒間であり、金の場合で100 Ｗ，２分30秒間で
あった。得られたクロム層の厚さは40Åであり、金層の
厚さは500 Åであった。
るような層を光学部分に有する測定チップを作製した。
透明基板としては、厚さ0.15mmのガラス板（18mm×18m
m）を使用した。この透明基板上に、スパッタリングに
よりクロムからなる層、次いで金からなる層を形成し
た。スパッタリングの条件としては、クロムの場合で10
0 Ｗ，40秒間であり、金の場合で100 Ｗ，２分30秒間で
あった。得られたクロム層の厚さは40Åであり、金層の
厚さは500 Åであった。
【００３３】次に、金層の上にプラズマ重合膜を成膜し
た。プラズマ重合には、図７に示されるような装置を用
いた。プラズマ重合膜のモノマー原料としては、エチレ
ンジアミンを使用した。プラズマ重合の条件は、以下の
とおりであった。 モノマー原料の流量：15ml/min 温度：15℃ 圧力：3.5 ×10-2Torr 放電電力：40Ｗ 放電周波数：10MHz シャッター時間：60 sec
た。プラズマ重合には、図７に示されるような装置を用
いた。プラズマ重合膜のモノマー原料としては、エチレ
ンジアミンを使用した。プラズマ重合の条件は、以下の
とおりであった。 モノマー原料の流量：15ml/min 温度：15℃ 圧力：3.5 ×10-2Torr 放電電力：40Ｗ 放電周波数：10MHz シャッター時間：60 sec
【００３４】上記条件の下では、プラズマ重合膜の成膜
速度は1000Å／min であった。即ち、成膜されたプラズ
マ重合膜の厚さは1000Åであった。ここで、プラズマ重
合膜形成前及び形成後における反射光強度曲線（入射角
θに対応した反射光の強度を表す曲線）を図６に示す。
図６の反射光強度曲線より、金表面上にプラズマ重合膜
が形成されたことを確認することができる。また、Δθ
よりプラズマ重合膜の膜厚を見積もることができる。
速度は1000Å／min であった。即ち、成膜されたプラズ
マ重合膜の厚さは1000Åであった。ここで、プラズマ重
合膜形成前及び形成後における反射光強度曲線（入射角
θに対応した反射光の強度を表す曲線）を図６に示す。
図６の反射光強度曲線より、金表面上にプラズマ重合膜
が形成されたことを確認することができる。また、Δθ
よりプラズマ重合膜の膜厚を見積もることができる。
【００３５】得られた測定チップ10を、図５に示される
ような表面プラズモン共鳴バイオセンサーのカートリッ
ジブロック７上に設置した。流路72から50μg/mlの抗ヒ
ト血清アルブミン抗体750 μl を流速１μl/min で測定
セル71に流し込み、プラズマ重合膜の表面に抗ヒト血清
アルブミン抗体を固定化した。ここで、固定されていな
い余分な抗体を洗い流すために、0.1 Ｎの塩酸５μl を
流速５μl/min で測定セル71に流し込んだ。
ような表面プラズモン共鳴バイオセンサーのカートリッ
ジブロック７上に設置した。流路72から50μg/mlの抗ヒ
ト血清アルブミン抗体750 μl を流速１μl/min で測定
セル71に流し込み、プラズマ重合膜の表面に抗ヒト血清
アルブミン抗体を固定化した。ここで、固定されていな
い余分な抗体を洗い流すために、0.1 Ｎの塩酸５μl を
流速５μl/min で測定セル71に流し込んだ。
【００３６】このようにして得られた表面プラズモン共
鳴バイオセンサーの測定セル71に、0.01〜100 μg/mlに
希釈したヒト血清アルブミン（ＨＳＡ）35μl を流速５
μl/min で流しながら検出器９で測定した結果、図８に
示されるような検量線（横軸：ＨＳＡの濃度，縦軸：共
鳴シグナル（単位：RU），○でプロット）が得られた。
なお、対照としてウシ血清アルブミン（ＢＳＡ）につい
ても同様にして測定したが、共鳴シグナルは変化しなか
ったため（図８中×でプロット）、上記検量線の傾きは
モノクローナル抗体の特異的反応に起因するものである
ことが分かる。以上より、本実施例による表面プラズモ
ン共鳴バイオセンサーによれば、得られる共鳴シグナル
の値を測定することにより抗原を定量できることが分か
る。
鳴バイオセンサーの測定セル71に、0.01〜100 μg/mlに
希釈したヒト血清アルブミン（ＨＳＡ）35μl を流速５
μl/min で流しながら検出器９で測定した結果、図８に
示されるような検量線（横軸：ＨＳＡの濃度，縦軸：共
鳴シグナル（単位：RU），○でプロット）が得られた。
なお、対照としてウシ血清アルブミン（ＢＳＡ）につい
ても同様にして測定したが、共鳴シグナルは変化しなか
ったため（図８中×でプロット）、上記検量線の傾きは
モノクローナル抗体の特異的反応に起因するものである
ことが分かる。以上より、本実施例による表面プラズモ
ン共鳴バイオセンサーによれば、得られる共鳴シグナル
の値を測定することにより抗原を定量できることが分か
る。
【００３７】（実施例２）本実施例では、図３に示され
るような層を光学部分に有する測定チップを作製した。
プラズマ重合膜の成膜まで実施例１と同様にして測定チ
ップを作製した。得られた測定チップ10を表面プラズモ
ン共鳴バイオセンサーのカートリッジブロック７上に設
置し、流路72から５％のグルタルアルデヒド（pH7.4 ）
100 μl を流速５μl/min で測定セル71に流し込み、プ
ラズマ重合膜の上（図中では下）にグルタルアルデヒド
膜を形成した。次いで、抗ヒト血清アルブミン抗体及び
塩酸を実施例１と同様にして流し込み、本発明の表面プ
ラズモン共鳴バイオセンサーとした。
るような層を光学部分に有する測定チップを作製した。
プラズマ重合膜の成膜まで実施例１と同様にして測定チ
ップを作製した。得られた測定チップ10を表面プラズモ
ン共鳴バイオセンサーのカートリッジブロック７上に設
置し、流路72から５％のグルタルアルデヒド（pH7.4 ）
100 μl を流速５μl/min で測定セル71に流し込み、プ
ラズマ重合膜の上（図中では下）にグルタルアルデヒド
膜を形成した。次いで、抗ヒト血清アルブミン抗体及び
塩酸を実施例１と同様にして流し込み、本発明の表面プ
ラズモン共鳴バイオセンサーとした。
【００３８】得られた表面プラズモン共鳴バイオセンサ
ーの測定セル71に、実施例１と同様にしてＨＳＡを流し
ながら検出器９で測定した結果、図８に示されるような
検量線（横軸：ＨＳＡの濃度，縦軸：共鳴シグナル（単
位：RU），●でプロット）が得られた。従って、本実施
例による表面プラズモン共鳴バイオセンサーによれば、
得られる共鳴シグナルの値を測定することにより抗原を
定量することができる。
ーの測定セル71に、実施例１と同様にしてＨＳＡを流し
ながら検出器９で測定した結果、図８に示されるような
検量線（横軸：ＨＳＡの濃度，縦軸：共鳴シグナル（単
位：RU），●でプロット）が得られた。従って、本実施
例による表面プラズモン共鳴バイオセンサーによれば、
得られる共鳴シグナルの値を測定することにより抗原を
定量することができる。
【００３９】（比較例１）市販の表面プラズモン共鳴バ
イオセンサー（BIAcore 2000，ファルマシアバイオセン
サー社製）を用意し、該センサー用の測定チップをカー
トリッジブロックに設置した。この表面プラズモン共鳴
バイオセンサーは図５に示されるような構造を有し、こ
の測定チップにおける光学部分は図９に示されるような
構造を有する。
イオセンサー（BIAcore 2000，ファルマシアバイオセン
サー社製）を用意し、該センサー用の測定チップをカー
トリッジブロックに設置した。この表面プラズモン共鳴
バイオセンサーは図５に示されるような構造を有し、こ
の測定チップにおける光学部分は図９に示されるような
構造を有する。
【００４０】測定チップが有する多孔質材料（カルボキ
シメチルデキストラン）を活性化するために、流路72か
ら１−エチル−２，３−ジメチルアミノプロピルカルボ
ジイミド（400 mM／H2O ）とＮ−ヒドロキシスクシンイ
ミド（100 mM／H2O ）との混合物35μl を流速５μl/mi
n で測定セル71に流し込んだ。次いで、50μg/mlの抗ヒ
ト血清アルブミン抗体35μl を流速５μl/min で測定セ
ル71に流し込み、カルボキシメチルデキストランに抗ヒ
ト血清アルブミン抗体を固定化した。
シメチルデキストラン）を活性化するために、流路72か
ら１−エチル−２，３−ジメチルアミノプロピルカルボ
ジイミド（400 mM／H2O ）とＮ−ヒドロキシスクシンイ
ミド（100 mM／H2O ）との混合物35μl を流速５μl/mi
n で測定セル71に流し込んだ。次いで、50μg/mlの抗ヒ
ト血清アルブミン抗体35μl を流速５μl/min で測定セ
ル71に流し込み、カルボキシメチルデキストランに抗ヒ
ト血清アルブミン抗体を固定化した。
【００４１】その後、固定化した抗体をブロッキングす
るためにエタノールアミン35μl を流速５μl/min で測
定セル71に流し込み、次いで固定されていない余分な抗
体を洗い流すために、0.1 Ｎの塩酸５μl を流速５μl/
min で測定セル71に流し込んだ。
るためにエタノールアミン35μl を流速５μl/min で測
定セル71に流し込み、次いで固定されていない余分な抗
体を洗い流すために、0.1 Ｎの塩酸５μl を流速５μl/
min で測定セル71に流し込んだ。
【００４２】この表面プラズモン共鳴バイオセンサーの
測定セル71に、実施例１と同様にしてＨＳＡを流しなが
ら検出器で測定した結果、図10に示されるような検量線
（横軸：ＨＳＡの濃度，縦軸：共鳴シグナル（単位：R
U））が得られた。なお、対照としてウシ血清アルブミ
ン（ＢＳＡ）についても同様にして測定したが、共鳴シ
グナルは変化しなかったため（図10中×でプロット）、
上記検量線の傾きはモノクローナル抗体の特異的反応に
起因するものであることが分かる。
測定セル71に、実施例１と同様にしてＨＳＡを流しなが
ら検出器で測定した結果、図10に示されるような検量線
（横軸：ＨＳＡの濃度，縦軸：共鳴シグナル（単位：R
U））が得られた。なお、対照としてウシ血清アルブミ
ン（ＢＳＡ）についても同様にして測定したが、共鳴シ
グナルは変化しなかったため（図10中×でプロット）、
上記検量線の傾きはモノクローナル抗体の特異的反応に
起因するものであることが分かる。
【００４３】図８の検量線と図10の検量線とを比較して
みると、実施例１，２の表面プラズモン共鳴バイオセン
サーと比較例１の表面プラズモン共鳴バイオセンサーは
同程度の感度を有することが分かる。しかしながら、実
施例１，２の表面プラズモン共鳴バイオセンサーでは、
プラズマ重合膜の表面上に抗体を固定化しているのに対
し、比較例１の表面プラズモン共鳴バイオセンサーで
は、カルボキシメチルデキストランの表面及び内部に生
理活性物質を固定化している。抗体の固定化直後であっ
て抗原を流す前に、実施例１，２のセンサーと比較例１
のセンサーの共鳴シグナル（RU）を測定して比較したと
ころ、比較例１のセンサーは実施例１，２のセンサーの
約２倍の値を示した。これらにより、比較例１のセンサ
ーは実施例１，２のセンサーの約２倍もしくはそれ以上
の抗体を含んでいると考えられる。
みると、実施例１，２の表面プラズモン共鳴バイオセン
サーと比較例１の表面プラズモン共鳴バイオセンサーは
同程度の感度を有することが分かる。しかしながら、実
施例１，２の表面プラズモン共鳴バイオセンサーでは、
プラズマ重合膜の表面上に抗体を固定化しているのに対
し、比較例１の表面プラズモン共鳴バイオセンサーで
は、カルボキシメチルデキストランの表面及び内部に生
理活性物質を固定化している。抗体の固定化直後であっ
て抗原を流す前に、実施例１，２のセンサーと比較例１
のセンサーの共鳴シグナル（RU）を測定して比較したと
ころ、比較例１のセンサーは実施例１，２のセンサーの
約２倍の値を示した。これらにより、比較例１のセンサ
ーは実施例１，２のセンサーの約２倍もしくはそれ以上
の抗体を含んでいると考えられる。
【００４４】従って、単位面積（体積）当たりの抗体
量、あるいは絶対量の抗体に対して反応に寄与する抗体
量に換算すると、実施例１，２の表面プラズモン共鳴バ
イオセンサーの方が比較例１の表面プラズモン共鳴バイ
オセンサーよりも圧倒的に有利であることが分かる。
量、あるいは絶対量の抗体に対して反応に寄与する抗体
量に換算すると、実施例１，２の表面プラズモン共鳴バ
イオセンサーの方が比較例１の表面プラズモン共鳴バイ
オセンサーよりも圧倒的に有利であることが分かる。
【００４５】
【発明の効果】本発明の表面プラズモン共鳴バイオセン
サー用測定セルを使用した表面プラズモン共鳴バイオセ
ンサーによれば、固定化する生理活性物質が少量であっ
ても、良好な感度で検体を測定することができる。
サー用測定セルを使用した表面プラズモン共鳴バイオセ
ンサーによれば、固定化する生理活性物質が少量であっ
ても、良好な感度で検体を測定することができる。
【図１】本発明の一例による表面プラズモン共鳴バイオ
センサー用測定セルの光学部分の概略断面図である。
センサー用測定セルの光学部分の概略断面図である。
【図２】従来の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測
定セルの光学部分の概略断面図である。
定セルの光学部分の概略断面図である。
【図３】本発明の他の例による表面プラズモン共鳴バイ
オセンサー用測定セルの光学部分の概略断面図である。
(a) は抗体のＦａｂフラグメントを固定化した例、(b)
は抗体のＦ(ａｂ')2 フラグメントを固定化した例を示
す図である。
オセンサー用測定セルの光学部分の概略断面図である。
(a) は抗体のＦａｂフラグメントを固定化した例、(b)
は抗体のＦ(ａｂ')2 フラグメントを固定化した例を示
す図である。
【図４】本発明の別の例による表面プラズモン共鳴バイ
オセンサー用測定セルの光学部分の概略断面図である。
オセンサー用測定セルの光学部分の概略断面図である。
【図５】本発明の一例による表面プラズモン共鳴バイオ
センサーの概念図である。
センサーの概念図である。
【図６】プラズマ重合膜形成前及び形成後における反射
光強度曲線を示すグラフである。
光強度曲線を示すグラフである。
【図７】実施例１で使用したプラズマ重合装置を示す概
略図である。
略図である。
【図８】実施例１及び２で得られた、ＨＳＡ濃度と共鳴
シグナルとの関係を示すグラフである。
シグナルとの関係を示すグラフである。
【図９】比較例１で使用した測定チップの光学部分の層
構成を示す概略図である。
構成を示す概略図である。
【図１０】比較例１で得られた、ＨＳＡ濃度と共鳴シグ
ナルとの関係を示すグラフである。
ナルとの関係を示すグラフである。
１，１'…透明基板 ２…金属薄膜 ２'…金属薄膜 ３…プラズマ重合膜 ４，４'…生理活性物質（抗体） ５…多孔質材料 ６…共有結合膜 ７…カートリッジブロック 71…測定セル 72，73…流路 ８…光源 80…入射光 ９…検出器 90…反射光 10…測定チップ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 六車 仁志 東京都世田谷区奥沢５−39−３−303 (72)発明者 中村 瑠奈 東京都新宿区市谷加賀町一丁目１番１号 大日本印刷株式会社内 (72)発明者 永田 良平 東京都新宿区市谷加賀町一丁目１番１号 大日本印刷株式会社内
Claims (15)
- 【請求項１】 表面プラズモン共鳴バイオセンサー用の
測定セルにおいて、金属膜と、該金属膜の上に形成され
たプラズマ重合膜と、該プラズマ重合膜の表面に固定さ
れた生理活性物質とからなる層が光学部分に設けられて
いることを特徴とする、表面プラズモン共鳴バイオセン
サー用測定セル。 - 【請求項２】 前記生理活性物質が、免疫蛋白質又は酵
素であることを特徴とする、請求項１記載の表面プラズ
モン共鳴バイオセンサー用測定セル。 - 【請求項３】 前記免疫蛋白質が抗体であることを特徴
とする、請求項２記載の表面プラズモン共鳴バイオセン
サー用測定セル。 - 【請求項４】 前記抗体が抗ヒト血清アルブミン抗体、
抗アトラジン抗体又は抗メタンフェタミン抗体であるこ
とを特徴とする、請求項３記載の表面プラズモン共鳴バ
イオセンサー用測定セル。 - 【請求項５】 前記酵素がコレステロールオキシダーゼ
又はアセチルコリンエステラーゼであることを特徴とす
る、請求項２記載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー
用測定セル。 - 【請求項６】 前記抗体のＦａｂフラグメントがプラズ
マ重合膜の表面に固定されていることを特徴とする、請
求項３記載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定
セル。 - 【請求項７】 前記抗体のＦ(ａｂ')2 フラグメントが
プラズマ重合膜の表面に固定されていることを特徴とす
る、請求項３記載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー
用測定セル。 - 【請求項８】 前記プラズマ重合膜のモノマー原料が、
下記の式(1) ＣＨ3−（ＣＨ2）n−ＮＨ2 （但し、ｎは１〜６の整数である。）…(1) で表される化合物及び／又は下記の式(2) ＮＨ2−（ＣＨ2）n−ＮＨ2 （但し、ｎは１〜６の整数である。）…(2) で表される化合物であることを特徴とする、請求項１記
載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セル。 - 【請求項９】 前記プラズマ重合膜と前記生理活性物質
との間に、さらに水溶性二価性試薬により形成した層が
設けられていることを特徴とする、請求項１記載の表面
プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セル。 - 【請求項１０】 前記水溶性二価性試薬が、グルタルア
ルデヒド、過ヨウ素酸、Ｎ，Ｎ'−ｏ−フェニレンジマ
レイミド、Ｎ−スクシニミジル−４−（Ｎ−マレイミド
メチル）シクロヘキサン−１−カルボキシレート、Ｎ−
スクシニミジルマレイミド酢酸、Ｎ−スクシニミジル−
４−マレイミド酪酸、Ｎ−スクシニミジル−６−マレイ
ミドヘキサン酸、Ｎ−スルホスクシニミジル−４−マレ
イミドメチルシクロヘキサン−１−カルボン酸、Ｎ−ス
ルホスクシニミジル−３−マレイミド安息香酸、Ｎ−
（４−マレイミドブチリロキシ）スルホスクシンイミド
・ナトリウム塩、Ｎ−（６−マレイミドカプロイロキ
シ）スルホスクシンイミド・ナトリウム塩、Ｎ−（８−
マレイミドカプリロキシ）スルホスクシンイミド・ナト
リウム塩、Ｎ−（11−マレイミドウンデカノイロキシ）
スルホスクシンイミド・ナトリウム塩及びＮ［２−（１
−ピペラジニル）エチル］マレイミド・二塩酸からなる
群から選ばれた少なくとも１種であることを特徴とす
る、請求項９記載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー
用測定セル。 - 【請求項１１】 請求項１乃至１０いずれか記載の表面
プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セルを使用した表
面プラズモン共鳴バイオセンサー。 - 【請求項１２】 前記測定セルに、試料を連続的又は断
続的に供給することのできる手段を有することを特徴と
する、請求項１１記載の表面プラズモン共鳴バイオセン
サー。 - 【請求項１３】 表面プラズモン共鳴バイオセンサー用
の測定セルの製造方法において、光学的に透明な基板上
に金属膜を形成した後、該金属膜の上にプラズマ重合膜
を形成し、次いで該プラズマ重合膜の表面に生理活性物
質を固定化することを特徴とする、表面プラズモン共鳴
バイオセンサー用測定セルの製造方法。 - 【請求項１４】 前記プラズマ重合膜の原料として、Ｃ
Ｈ3−（ＣＨ2）n−ＮＨ2 （但し、ｎは１〜６の整数で
ある。）及び／又はＮＨ2−（ＣＨ2）n−ＮＨ2 （但
し、ｎは１〜６の整数である。）を使用することを特徴
とする、請求項１３記載の表面プラズモン共鳴バイオセ
ンサー用測定セルの製造方法。 - 【請求項１５】 前記プラズマ重合膜の成膜速度が100
〜3000Å／min であることを特徴とする、請求項１４記
載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セルの製
造方法。
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|---|---|---|---|
| JP7622296A JP3682335B2 (ja) | 1996-03-29 | 1996-03-29 | 表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セル及びその製造方法 |
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|---|---|---|---|
| JP7622296A JP3682335B2 (ja) | 1996-03-29 | 1996-03-29 | 表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セル及びその製造方法 |
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| JPH09264843A true JPH09264843A (ja) | 1997-10-07 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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-
1996
- 1996-03-29 JP JP7622296A patent/JP3682335B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| JP4579867B2 (ja) * | 2006-06-06 | 2010-11-10 | 日本電信電話株式会社 | 化学物質検出用チップ |
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