JPH11281569A - 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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- JPH11281569A JPH11281569A JP8481298A JP8481298A JPH11281569A JP H11281569 A JPH11281569 A JP H11281569A JP 8481298 A JP8481298 A JP 8481298A JP 8481298 A JP8481298 A JP 8481298A JP H11281569 A JPH11281569 A JP H11281569A
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- surface plasmon
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Abstract
(57)【要約】
【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。 【解決手段】 蒸着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た。
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。 【解決手段】 蒸着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た。
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（BIAcore 2000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（BIAcore 2000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、蒸着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。本発明は、金属膜と、該金属膜の上に形成された蒸
着重合膜と、該蒸着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、蒸着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。本発明は、金属膜と、該金属膜の上に形成された蒸
着重合膜と、該蒸着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、該金属膜の上に蒸
着重合膜を形成し、次いで該蒸着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、該金属膜の上に蒸
着重合膜を形成し、次いで該蒸着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】即ち、本発明は（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蒸着重合膜と、該蒸着重合膜の
表面に固定化された材料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、（２） 前記材料が核酸である
ことを特徴とする、（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、
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蒸着重合膜と、該蒸着重合膜の
表面に固定化された材料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、（２） 前記材料が核酸である
ことを特徴とする、（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、
【０００９】（３） 前記核酸がＤＮＡ、ＲＮＡ又はＰ
ＮＡのいずれかであることを特徴とする、（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、（４）
前記材料が非免疫蛋白質であることを特徴とする、
（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、（５） 前記非免疫蛋白質が、アビジン、ストレ
プトアビジン、ビオチン又はレセプターのいずれかであ
ることを特徴とする、（４）記載の表面プラズモン共鳴
バイオセンサー用測定セル、
ＮＡのいずれかであることを特徴とする、（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、（４）
前記材料が非免疫蛋白質であることを特徴とする、
（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、（５） 前記非免疫蛋白質が、アビジン、ストレ
プトアビジン、ビオチン又はレセプターのいずれかであ
ることを特徴とする、（４）記載の表面プラズモン共鳴
バイオセンサー用測定セル、
【００１０】（６） 前記材料が免疫グロブリン結合性
タンパク質であることを特徴とする、（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、（７） 前
記免疫グロブリン結合性タンパク質がプロティンＡ、プ
ロティンＧ又はリウマチ因子のいずれかであることを特
徴とする、（６）記載の表面プラズモン共鳴バイオセン
サー用測定セル、（８） 前記材料が糖結合性タンパク
質であることを特徴とする、（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、
タンパク質であることを特徴とする、（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、（７） 前
記免疫グロブリン結合性タンパク質がプロティンＡ、プ
ロティンＧ又はリウマチ因子のいずれかであることを特
徴とする、（６）記載の表面プラズモン共鳴バイオセン
サー用測定セル、（８） 前記材料が糖結合性タンパク
質であることを特徴とする、（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、
【００１１】（９） 前記糖結合性タンパク質がレクチ
ンであることを特徴とする、（８）記載の表面プラズモ
ン共鳴バイオセンサー用測定セル、（10） 前記材料が
糖を認識する糖鎖であることを特徴とする、（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、（1
1） 前記材料がリガンド結合能を有するポリペプチド
もしくはオリゴペプチドであることを特徴とする、
（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、
ンであることを特徴とする、（８）記載の表面プラズモ
ン共鳴バイオセンサー用測定セル、（10） 前記材料が
糖を認識する糖鎖であることを特徴とする、（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、（1
1） 前記材料がリガンド結合能を有するポリペプチド
もしくはオリゴペプチドであることを特徴とする、
（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、
【００１２】（12） 前記ポリペプチドもしくはオリゴ
ペプチドが、遺伝子工学的手法あるいは化学合成法を用
いて作成されたことを特徴とする、（11）記載の表面プ
ラズモン共鳴バイオセンサー用測定セル、（13） 前記
材料が免疫性タンパク質であることを特徴とする、
（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、（14） 前記免疫性タンパク質が抗体であること
を特徴とする、（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、
ペプチドが、遺伝子工学的手法あるいは化学合成法を用
いて作成されたことを特徴とする、（11）記載の表面プ
ラズモン共鳴バイオセンサー用測定セル、（13） 前記
材料が免疫性タンパク質であることを特徴とする、
（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、（14） 前記免疫性タンパク質が抗体であること
を特徴とする、（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、
【００１３】（15） 前記抗体のＦａｂフラグメントが
蒸着重合膜の表面に固定化されていることを特徴とする
（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、（16） 前記抗体のＦ（ａｂ）2フラグメントが
蒸着重合膜の表面に固定化されていることを特徴とする
（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、（17） 前記蒸着重合膜が-ＣＯＯＨ基、-ＣＨＯ
基、-ＳＨ基、-ＮＨ2基、-ＯＨ基、＝ＮＨ基、−ＣＯＮ
Ｈ2基、
蒸着重合膜の表面に固定化されていることを特徴とする
（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、（16） 前記抗体のＦ（ａｂ）2フラグメントが
蒸着重合膜の表面に固定化されていることを特徴とする
（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、（17） 前記蒸着重合膜が-ＣＯＯＨ基、-ＣＨＯ
基、-ＳＨ基、-ＮＨ2基、-ＯＨ基、＝ＮＨ基、−ＣＯＮ
Ｈ2基、
【００１４】
【化２】
【００１５】−ＮＣＯ基、−ＣＯＯＲ基 （Ｒは（ＣＨ2）nＨ）（n=1以上）である。）又は-(O(C
H2)m)nOH基（m=1以上、n=1以上）のいずれか１又は２以
上を含むことを特徴とする、（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、
H2)m)nOH基（m=1以上、n=1以上）のいずれか１又は２以
上を含むことを特徴とする、（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、
【００１６】（18） 前記蒸着重合膜のモノマー原料
が、窒素を含む化合物であることを特徴とする、（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、
（19）前記蒸着重合膜のモノマー原料が -ＣＯＯＨ基、−ＣＯＯＲ基（Ｒは（ＣＨ2）nＨ）（n
=1以上）である。）、-ＳＨ基、-ＮＨ2基、-ＯＨ基、＝
ＮＨ基、−ＣＯＮＨ2基又は-(O(CH2)m)nOH基（m=1以上、
n=1以上）の官能基が単独又は複数種が１つの分子内に
合計で２つ以上存在する化合物と、 −ＮＣＯ基が２つ以上存在する化合物との２種類の化
合物からなることを特徴とする、（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、
が、窒素を含む化合物であることを特徴とする、（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、
（19）前記蒸着重合膜のモノマー原料が -ＣＯＯＨ基、−ＣＯＯＲ基（Ｒは（ＣＨ2）nＨ）（n
=1以上）である。）、-ＳＨ基、-ＮＨ2基、-ＯＨ基、＝
ＮＨ基、−ＣＯＮＨ2基又は-(O(CH2)m)nOH基（m=1以上、
n=1以上）の官能基が単独又は複数種が１つの分子内に
合計で２つ以上存在する化合物と、 −ＮＣＯ基が２つ以上存在する化合物との２種類の化
合物からなることを特徴とする、（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、
【００１７】（20）前記蒸着重合膜のモノマー原料が、
の化合物が複数種であるか、の化合物が複数種であ
るか、あるいは、が共に複数種の化合物であること
を特徴とする、（19）記載の表面プラズモン共鳴バイオ
センサー用測定セル、（21）前記蒸着重合膜のモノマー
原料が、の化合物が-ＮＨ2基を２つ以上持ち、-ＣＯ
ＯＨ基、−ＣＯＯＲ基（Ｒは（ＣＨ2）nＨ）（n=1以
上）である。）、-ＳＨ基、-ＯＨ基、＝ＮＨ基、−ＣＯ
ＮＨ2基又は-(O(CH2)m)nOH基（m=1以上、n=1以上）を１
つ以上持つことを特徴とする、（19）記載の表面プラズ
モン共鳴バイオセンサー用測定セル、
の化合物が複数種であるか、の化合物が複数種であ
るか、あるいは、が共に複数種の化合物であること
を特徴とする、（19）記載の表面プラズモン共鳴バイオ
センサー用測定セル、（21）前記蒸着重合膜のモノマー
原料が、の化合物が-ＮＨ2基を２つ以上持ち、-ＣＯ
ＯＨ基、−ＣＯＯＲ基（Ｒは（ＣＨ2）nＨ）（n=1以
上）である。）、-ＳＨ基、-ＯＨ基、＝ＮＨ基、−ＣＯ
ＮＨ2基又は-(O(CH2)m)nOH基（m=1以上、n=1以上）を１
つ以上持つことを特徴とする、（19）記載の表面プラズ
モン共鳴バイオセンサー用測定セル、
【００１８】（22）前記蒸着重合膜のモノマー原料が、
の化合物が-ＮＨ2基、-ＣＯＯＨ基、-ＳＨ基、-ＯＨ
基、＝ＮＨ基、−ＣＯＮＨ2基又は-(O(CH2)m)nOH基（m=
1以上、n=1以上）の官能基が単独又は複数種が１つの分
子内に２つ以上存在し、更に−ＣＯＯＲ基（Ｒは（ＣＨ
2）nＨ）（n=1以上）である。）が１つ以上存在するこ
とを特徴とする（19）記載の表面プラズモン共鳴バイオ
センサー用測定セル、
の化合物が-ＮＨ2基、-ＣＯＯＨ基、-ＳＨ基、-ＯＨ
基、＝ＮＨ基、−ＣＯＮＨ2基又は-(O(CH2)m)nOH基（m=
1以上、n=1以上）の官能基が単独又は複数種が１つの分
子内に２つ以上存在し、更に−ＣＯＯＲ基（Ｒは（ＣＨ
2）nＨ）（n=1以上）である。）が１つ以上存在するこ
とを特徴とする（19）記載の表面プラズモン共鳴バイオ
センサー用測定セル、
【００１９】（23）前記蒸着重合膜のモノマー原料が、
の化合物が-ＮＨ2基、-ＯＨ基又は＝ＮＨ基の官能基
が単独又は複数種が１つの分子内に２つ以上存在し、更
に-ＳＨ基、-ＣＯＯＨ基、−ＣＯＯＲ基（Ｒは（Ｃ
Ｈ2）nＨ）（n=1以上）である。）又は-(O(CH2)m)nOH基
（m=1以上、n=1以上）が１つ以上存在することを特徴と
する（19）記載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用
測定セル、（24）前記蒸着重合膜のモノマー原料が、
の化合物が−ＮＣＯ基が２つ以上存在し、且つ−ＣＯＯ
Ｒ基（Ｒは（ＣＨ2）nＨ）（n=1以上）である。）を１
つ以上存在することを特徴とする（19）記載の表面プラ
ズモン共鳴バイオセンサー用測定セル、
の化合物が-ＮＨ2基、-ＯＨ基又は＝ＮＨ基の官能基
が単独又は複数種が１つの分子内に２つ以上存在し、更
に-ＳＨ基、-ＣＯＯＨ基、−ＣＯＯＲ基（Ｒは（Ｃ
Ｈ2）nＨ）（n=1以上）である。）又は-(O(CH2)m)nOH基
（m=1以上、n=1以上）が１つ以上存在することを特徴と
する（19）記載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用
測定セル、（24）前記蒸着重合膜のモノマー原料が、
の化合物が−ＮＣＯ基が２つ以上存在し、且つ−ＣＯＯ
Ｒ基（Ｒは（ＣＨ2）nＨ）（n=1以上）である。）を１
つ以上存在することを特徴とする（19）記載の表面プラ
ズモン共鳴バイオセンサー用測定セル、
【００２０】（25）前記蒸着重合膜と前記核酸との間
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、（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、（26）前記蒸着重合
膜と前記非免疫蛋白質との間に、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、（４）記載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用
測定セル、（27）前記蒸着重合膜と前記免疫グロブリン
結合性蛋白質との間に、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、（６）
記載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セル、
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、（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、（26）前記蒸着重合
膜と前記非免疫蛋白質との間に、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、（４）記載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用
測定セル、（27）前記蒸着重合膜と前記免疫グロブリン
結合性蛋白質との間に、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、（６）
記載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セル、
【００２１】（28）前記蒸着重合膜と前記糖結合性蛋白
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、（８）記載の表面
プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セル、（29）前記
蒸着重合膜と前記糖を認識する糖鎖との間に、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、（10）記載の表面プラズモン共鳴バイオ
センサー用測定セル、
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、（８）記載の表面
プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セル、（29）前記
蒸着重合膜と前記糖を認識する糖鎖との間に、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、（10）記載の表面プラズモン共鳴バイオ
センサー用測定セル、
【００２２】（30）前記蒸着重合膜と前記リガンド結合
能を有するポリペプチドあるいはオリゴペプチドとの間
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、（11）記載の表面プラズモ
ン共鳴バイオセンサー用測定セル、（31）前記蒸着重合
膜と前記免疫性タンパク質との間に、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、（11）記載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー
用測定セル、
能を有するポリペプチドあるいはオリゴペプチドとの間
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、（11）記載の表面プラズモ
ン共鳴バイオセンサー用測定セル、（31）前記蒸着重合
膜と前記免疫性タンパク質との間に、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、（11）記載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー
用測定セル、
【００２３】（32）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、（25）〜（31）のいずれかに記載の表面プラズモン
共鳴バイオセンサー用測定セル、
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、（25）〜（31）のいずれかに記載の表面プラズモン
共鳴バイオセンサー用測定セル、
【００２４】（33）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、該金属膜の上に蒸着重合膜を
形成し、次いで該蒸着重合膜の表面に材料を固定化する
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、（34）前記蒸着重合膜と前記核
酸とを縮合により結合させたことを特徴とする、（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、
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、該金属膜の上に蒸着重合膜を
形成し、次いで該蒸着重合膜の表面に材料を固定化する
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、（34）前記蒸着重合膜と前記核
酸とを縮合により結合させたことを特徴とする、（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、
【００２５】（35）前記蒸着重合膜と前記非免疫蛋白質
とを縮合により結合させたことを特徴とする、（４）記
載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セル、
（36）前記蒸着重合膜と前記免疫グロブリン結合性蛋白
質とを縮合により結合させたことを特徴とする、（６）
記載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セル、
（37）前記蒸着重合膜と前記糖結合性蛋白質とを縮合に
より結合させたことを特徴とする、（８）記載の表面プ
ラズモン共鳴バイオセンサー用測定セル、
とを縮合により結合させたことを特徴とする、（４）記
載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セル、
（36）前記蒸着重合膜と前記免疫グロブリン結合性蛋白
質とを縮合により結合させたことを特徴とする、（６）
記載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セル、
（37）前記蒸着重合膜と前記糖結合性蛋白質とを縮合に
より結合させたことを特徴とする、（８）記載の表面プ
ラズモン共鳴バイオセンサー用測定セル、
【００２６】（38）前記蒸着重合膜と前記糖を認識する
糖鎖とを縮合により結合させたことを特徴とする、（1
0）記載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セ
ル、（39）前記蒸着重合膜と前記リガンド結合能を有す
るポリペプチドあるいはオリゴペプチドとを縮合により
結合させたことを特徴とする、（11）記載の表面プラズ
モン共鳴バイオセンサー用測定セル、（40）前記蒸着重
合膜と前記免疫性タンパク質とを縮合により結合させた
ことを特徴とする、（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、
糖鎖とを縮合により結合させたことを特徴とする、（1
0）記載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セ
ル、（39）前記蒸着重合膜と前記リガンド結合能を有す
るポリペプチドあるいはオリゴペプチドとを縮合により
結合させたことを特徴とする、（11）記載の表面プラズ
モン共鳴バイオセンサー用測定セル、（40）前記蒸着重
合膜と前記免疫性タンパク質とを縮合により結合させた
ことを特徴とする、（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、
【００２７】（41）前記縮合により結合させる試薬とし
て、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドと１−エチル−３−
（３−ジメチルアミノプロピル）カルボジイミドの組み
合わせ、又はＮ−ヒドロキシスクシンイミドとジシクロ
ヘキシルカルボジイミドの組み合わせからなる群から選
ばれたものであることを特徴とする（34）〜（40）のい
ずれかに記載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測
定セル、（42）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、該金属膜の上に蒸着重合膜を形成
し、次いで該蒸着重合膜の表面に材料を固定化すること
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、
て、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドと１−エチル−３−
（３−ジメチルアミノプロピル）カルボジイミドの組み
合わせ、又はＮ−ヒドロキシスクシンイミドとジシクロ
ヘキシルカルボジイミドの組み合わせからなる群から選
ばれたものであることを特徴とする（34）〜（40）のい
ずれかに記載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測
定セル、（42）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、該金属膜の上に蒸着重合膜を形成
し、次いで該蒸着重合膜の表面に材料を固定化すること
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、
【００２８】（43） 前記材料が核酸であることを特徴
とする、（42）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、（44） 前記材料が非免疫蛋
白質であることを特徴とする、（42）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、（45）
前記材料が免疫グロブリン結合性タンパク質であるこ
とを特徴とする、（42）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、
とする、（42）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、（44） 前記材料が非免疫蛋
白質であることを特徴とする、（42）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、（45）
前記材料が免疫グロブリン結合性タンパク質であるこ
とを特徴とする、（42）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、
【００２９】（46） 前記材料が糖結合性タンパク質で
あることを特徴とする、（42）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、（47） 前記
材料が糖を認識する糖鎖であることを特徴とする、（4
2）記載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セ
ルの製造方法、（48） 前記材料がリガンド結合能を有
するポリペプチドもしくはオリゴペプチドであることを
特徴とする、（42）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、（49） 前記材料が免疫
性タンパク質であることを特徴とする、（42）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
に関する。
あることを特徴とする、（42）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、（47） 前記
材料が糖を認識する糖鎖であることを特徴とする、（4
2）記載の表面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セ
ルの製造方法、（48） 前記材料がリガンド結合能を有
するポリペプチドもしくはオリゴペプチドであることを
特徴とする、（42）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、（49） 前記材料が免疫
性タンパク質であることを特徴とする、（42）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
に関する。
【００３０】
【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の上に形成された蒸着重合膜
３と、蒸着重合膜３の表面に固定された生理活性物質４
とを有する。
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の上に形成された蒸着重合膜
３と、蒸着重合膜３の表面に固定された生理活性物質４
とを有する。
【００３１】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。
【００３２】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、５〜50Åであるの
が好ましい。蒸着重合膜３は、モノマー原料を蒸着重合
することにより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、蒸着重合するこ
とによりタンパク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。
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、５〜50Åであるの
が好ましい。蒸着重合膜３は、モノマー原料を蒸着重合
することにより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、蒸着重合するこ
とによりタンパク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。
【００３３】本発明における蒸着重合膜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。
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。
【００３４】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。
あり、屈折率の変動が極めて少ない。
【００３５】モノマー材料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
修飾が可能であるばかりでなく、導入する官能基の密度
を調節することも可能である。
り、膜厚だけでなく、表面改質、官能基導入などの化学
修飾が可能であるばかりでなく、導入する官能基の密度
を調節することも可能である。
【００３６】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。
半導体技術との併合が可能である。
【００３７】耐薬品性、耐熱性、機械的性質に優れて
おり、安定である。
おり、安定である。
【００３８】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、核酸や、非免
疫蛋白質例えばアビジン（ストレプトアビジン）、ビオ
チン又はレセプター、免疫グロブリン結合性蛋白質、糖
結合性蛋白質、糖を認識する糖鎖、リガンド結合能を有
するポリペプチドもしくはオリゴペプチドあるいは免疫
性タンパク質等が挙げられる。核酸としては、ＤＮＡ、
ＲＮＡ、ＰＮＡ（Peptide Nucleic acid）を使用するこ
とができる。また、免疫グロブリン結合性蛋白質として
は、例えばプロテインＡあるいはプロテインＧ、リウマ
チ因子（ＲＦ）等を使用することができる。糖結合性蛋
白質としては、レクチン等が挙げられ、免疫性タンパク
質としては、抗体等が挙げられる。
互作用するものであれば特に限定されず、核酸や、非免
疫蛋白質例えばアビジン（ストレプトアビジン）、ビオ
チン又はレセプター、免疫グロブリン結合性蛋白質、糖
結合性蛋白質、糖を認識する糖鎖、リガンド結合能を有
するポリペプチドもしくはオリゴペプチドあるいは免疫
性タンパク質等が挙げられる。核酸としては、ＤＮＡ、
ＲＮＡ、ＰＮＡ（Peptide Nucleic acid）を使用するこ
とができる。また、免疫グロブリン結合性蛋白質として
は、例えばプロテインＡあるいはプロテインＧ、リウマ
チ因子（ＲＦ）等を使用することができる。糖結合性蛋
白質としては、レクチン等が挙げられ、免疫性タンパク
質としては、抗体等が挙げられる。
【００３９】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フラグメントが蒸
着重合膜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フラグメントが蒸着
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））を直接蒸着重合膜３に固定化して、感度や反応
速度を向上させても良い。
常は図１に示されるように抗体のＦｃフラグメントが蒸
着重合膜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フラグメントが蒸着
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））を直接蒸着重合膜３に固定化して、感度や反応
速度を向上させても良い。
【００４０】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、蒸着重合膜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を介して蒸着重合膜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、蒸着重合膜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を介して蒸着重合膜３に固
定されている。
【００４１】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。
【００４２】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10〜50Åであるのが好ましい。
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。
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10〜50Åであるのが好ましい。
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。
【００４３】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、ＣＶＤ、ＰＶＤ、真空蒸着法等によ
って行うことができる。次に、金属薄膜２の上に蒸着重
合膜３を形成する。蒸着重合膜３の形成は、前述したモ
ノマーを原料として蒸着重合によって行えばよく、通常
の蒸着重合装置を使用することができる。蒸着重合の条
件としては、成膜速度が1〜3000Å／min、特に5〜200Å
／min となるように設定するのが好ましい。3000Å／mi
n を超えると、均質な蒸着重合膜が得られにくくなる。
具体的には、モノマー原料の加熱温度を50〜150℃と
し、基板温度を室温又は10〜20℃とし、圧力を1.0 ×10
-3Paとするのが好ましい。
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、ＣＶＤ、ＰＶＤ、真空蒸着法等によ
って行うことができる。次に、金属薄膜２の上に蒸着重
合膜３を形成する。蒸着重合膜３の形成は、前述したモ
ノマーを原料として蒸着重合によって行えばよく、通常
の蒸着重合装置を使用することができる。蒸着重合の条
件としては、成膜速度が1〜3000Å／min、特に5〜200Å
／min となるように設定するのが好ましい。3000Å／mi
n を超えると、均質な蒸着重合膜が得られにくくなる。
具体的には、モノマー原料の加熱温度を50〜150℃と
し、基板温度を室温又は10〜20℃とし、圧力を1.0 ×10
-3Paとするのが好ましい。
【００４４】蒸着重合膜３を形成したら、最後に蒸着重
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を蒸着重合膜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
して蒸着重合膜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
ントを直接蒸着重合膜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
蒸着重合膜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。
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を蒸着重合膜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
して蒸着重合膜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
ントを直接蒸着重合膜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
蒸着重合膜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。
【００４５】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
蒸着重合膜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
蒸着重合膜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。
【００４６】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。
【００４７】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
された蒸着重合膜と、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 〜５μ
l／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
された蒸着重合膜と、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 〜５μ
l／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。
【００４８】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。
【００４９】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。
【００５０】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、蒸着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、蒸着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。
【００５１】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。（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×
18mm）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。
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。（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×
18mm）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。
【００５２】次に、金属の上に蒸着重合膜を成膜した。
蒸着重合には、図７に示されるような装置を用いた。蒸
着重合の条件は、 モノマー原料：化合物Ａ（１−カルボキシメチル−２−メルカプト−１,２ −ジアミノエタン） 化合物Ｂ（１−カルボキシメチル−１,２−ジイソシアナト エタン） 基板温度：25℃ 成膜圧力：1.0×10-3Pa 成膜時間：5min 後加熱：100℃で10分間
蒸着重合には、図７に示されるような装置を用いた。蒸
着重合の条件は、 モノマー原料：化合物Ａ（１−カルボキシメチル−２−メルカプト−１,２ −ジアミノエタン） 化合物Ｂ（１−カルボキシメチル−１,２−ジイソシアナト エタン） 基板温度：25℃ 成膜圧力：1.0×10-3Pa 成膜時間：5min 後加熱：100℃で10分間
【００５３】上記条件の下、蒸着重合膜の成膜を行い、
表面にカルボキシメチル基を導入した。カルボキシメチ
ル導入されたセンサーチップを表面プラズモンバイオセ
ンサーのカートリッジブロック上に設置し、流路からマ
レイミド化アビジン（調製法；「超高感度酵素免疫測定
法」石川栄治著参照）を流速5μl／min で測定セルに流
し込み、蒸着重合膜上のカルボキシメチル基に固定させ
た。さらに10μＭビオチン化ＤＮＡを50μl流し、アビ
ジンを介してプローブＤＮＡを固定させた。このプロー
ブＤＮＡに相補的な塩基配列を持つＤＮＡ7.5×10-7Ｍ
を流して反応させたところ、約500RUのシグナルが得ら
れた。上記の反応を反応式で表すと、
表面にカルボキシメチル基を導入した。カルボキシメチ
ル導入されたセンサーチップを表面プラズモンバイオセ
ンサーのカートリッジブロック上に設置し、流路からマ
レイミド化アビジン（調製法；「超高感度酵素免疫測定
法」石川栄治著参照）を流速5μl／min で測定セルに流
し込み、蒸着重合膜上のカルボキシメチル基に固定させ
た。さらに10μＭビオチン化ＤＮＡを50μl流し、アビ
ジンを介してプローブＤＮＡを固定させた。このプロー
ブＤＮＡに相補的な塩基配列を持つＤＮＡ7.5×10-7Ｍ
を流して反応させたところ、約500RUのシグナルが得ら
れた。上記の反応を反応式で表すと、
【００５４】
【化３】
【００５５】となる。
【００５６】ここで、蒸着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、金表面上に蒸着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より蒸着重合膜の膜厚を見積
もることができる。この他、モノマーや成膜条件を選択
及び制御することによって、不活性な金属表面、特に金
表面上に蒸着重合膜を成膜して様々な状態に表面改質
（官能基の導入など）することができ、その結果、固定
化物質に最適な固定化法を選択して、効率良く固定する
ことが出来た。
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、金表面上に蒸着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より蒸着重合膜の膜厚を見積
もることができる。この他、モノマーや成膜条件を選択
及び制御することによって、不活性な金属表面、特に金
表面上に蒸着重合膜を成膜して様々な状態に表面改質
（官能基の導入など）することができ、その結果、固定
化物質に最適な固定化法を選択して、効率良く固定する
ことが出来た。
【００５７】（実施例２）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。
【００５８】次に、金属の上に蒸着重合膜を成膜した。
蒸着重合には、図７に示されるような装置を用いた。蒸
着重合の条件は、 モノマー原料：化合物Ｃ（１−カルボキシメチル−３−ヒドロキシエトキシ −２−メルカプト−１,３−ジアミノプロパン） 化合物Ｄ（１−カルボキシメチル−１,３−ジイソシアナト プロパン） 基板温度：25℃ 成膜圧力：1.0×10-3Pa 成膜時間：10min 後加熱：100℃で10分間
蒸着重合には、図７に示されるような装置を用いた。蒸
着重合の条件は、 モノマー原料：化合物Ｃ（１−カルボキシメチル−３−ヒドロキシエトキシ −２−メルカプト−１,３−ジアミノプロパン） 化合物Ｄ（１−カルボキシメチル−１,３−ジイソシアナト プロパン） 基板温度：25℃ 成膜圧力：1.0×10-3Pa 成膜時間：10min 後加熱：100℃で10分間
【００５９】上記条件の下、蒸着重合膜の成膜を行い、
表面にカルボキシメチル基を導入した。カルボキシメチ
ル導入されたセンサーチップを表面プラズモンバイオセ
ンサーのカートリッジブロック上に設置し、流路からＮ
−ヒドロキシスフシンイミドと１−エチル−３−（３−
ジメチルアミノプロピル）カルボジイミドの水溶液を流
した後、アビジンを流速5μl／min で測定セルに流し込
み、蒸着重合膜上の−ＣＯＯ−部に固定させた。その後
エタノールアミン水溶液を流し、さらに10μＭビオチン
化ＤＮＡを50μl流し、アビジンを介してプローブＤＮ
Ａを固定させた。このプローブＤＮＡに相補的な塩基配
列を持つＤＮＡ7.5×10-7Ｍを流して反応させたとこ
ろ、約500RUのシグナルが得られた。
表面にカルボキシメチル基を導入した。カルボキシメチ
ル導入されたセンサーチップを表面プラズモンバイオセ
ンサーのカートリッジブロック上に設置し、流路からＮ
−ヒドロキシスフシンイミドと１−エチル−３−（３−
ジメチルアミノプロピル）カルボジイミドの水溶液を流
した後、アビジンを流速5μl／min で測定セルに流し込
み、蒸着重合膜上の−ＣＯＯ−部に固定させた。その後
エタノールアミン水溶液を流し、さらに10μＭビオチン
化ＤＮＡを50μl流し、アビジンを介してプローブＤＮ
Ａを固定させた。このプローブＤＮＡに相補的な塩基配
列を持つＤＮＡ7.5×10-7Ｍを流して反応させたとこ
ろ、約500RUのシグナルが得られた。
【００６０】上記の反応を反応式で表すと、
【００６１】
【化４】
【００６２】（実施例３）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。
【００６３】次に、金属の上に蒸着重合膜を成膜した。
蒸着重合には、図７に示されるような装置を用いた。蒸
着重合の条件は、 モノマー原料：化合物Ｅ（２−アミノメチル−５−（２−ヒドロキシエトキ シ−３−アミノ−３−メルカプト）アニリン） 化合物Ｆ（１,４−ジイソシアナトブタン） 基板温度：25℃ 成膜圧力：1.0×10-3Pa 成膜時間：10min 後加熱：100℃で10分間
蒸着重合には、図７に示されるような装置を用いた。蒸
着重合の条件は、 モノマー原料：化合物Ｅ（２−アミノメチル−５−（２−ヒドロキシエトキ シ−３−アミノ−３−メルカプト）アニリン） 化合物Ｆ（１,４−ジイソシアナトブタン） 基板温度：25℃ 成膜圧力：1.0×10-3Pa 成膜時間：10min 後加熱：100℃で10分間
【００６４】上記条件の下、蒸着重合膜の成膜を行い、
表面にアミノ基を導入した。アミノ導入されたセンサー
チップを表面プラズモンバイオセンサーのカートリッジ
ブロック上に設置し、流路から１ｍＭグルタールアルデ
ヒドを流し、次にアビジンを流速5μl／min で測定セル
に流し込み、蒸着重合膜上のアミノ基に固定させた。さ
らに10μＭビオチン化ＤＮＡを50μl流し、アビジンを
介してプローブＤＮＡを固定させた。このプローブＤＮ
Ａに相補的な塩基配列を持つＤＮＡ7.5×10-7Ｍを流し
て反応させたところ、約500RUのシグナルが得られた。
表面にアミノ基を導入した。アミノ導入されたセンサー
チップを表面プラズモンバイオセンサーのカートリッジ
ブロック上に設置し、流路から１ｍＭグルタールアルデ
ヒドを流し、次にアビジンを流速5μl／min で測定セル
に流し込み、蒸着重合膜上のアミノ基に固定させた。さ
らに10μＭビオチン化ＤＮＡを50μl流し、アビジンを
介してプローブＤＮＡを固定させた。このプローブＤＮ
Ａに相補的な塩基配列を持つＤＮＡ7.5×10-7Ｍを流し
て反応させたところ、約500RUのシグナルが得られた。
【００６５】上記の反応を反応式で表すと、
【００６６】
【化５】
【００６７】
【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】蒸着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。
度曲線を示すグラフである。
【図７】実施例１で使用した蒸着重合装置を示す概略図
である。
である。
１…透明基板 ２…金属薄膜 ３…蒸着重合膜 ４…生理活性物質 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
Claims (49)
- 【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
た蒸着重合膜と、該蒸着重合膜の表面に固定化された材
料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】 前記材料が核酸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】 前記核酸がＤＮＡ、ＲＮＡ又はＰＮＡの
いずれか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４】 前記材料が非免疫蛋白質であることを特
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５】 前記非免疫蛋白質が、アビジン、ストレ
プトアビジン、ビオチン又はレセプターのいずれかであ
ることを特徴とする、請求項４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】 前記材料が免疫グロブリン結合性タンパ
ク質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７】 前記免疫グロブリン結合性タンパク質が
プロティンＡ、プロティンＧ又はリウマチ因子のいずれ
かであることを特徴とする、請求項６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】 前記材料が糖結合性タンパク質であるこ
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】 前記糖結合性タンパク質がレクチンであ
ることを特徴とする、請求項８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】 前記材料が糖を認識する糖鎖であるこ
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１１】 前記材料がリガンド結合能を有するポ
リペプチドもしくはオリゴペプチド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１２】 前記ポリペプチドもしくはオリゴペプ
チドが、遺伝子工学的手法あるいは化学合成法を用いて
作成されたことを特徴とする、請求項11記載の表面プラ
ズモン共鳴バイオセンサー用測定セル。 - 【請求項１３】 前記材料が免疫性タンパク質であるこ
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１４】 前記免疫性タンパク質が抗体であるこ
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。 - 【請求項１５】 前記抗体のＦａｂフラグメントが蒸着
重合膜の表面に固定化されてい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。 - 【請求項１６】 前記抗体のＦ（ａｂ）2フラグメント
が蒸着重合膜の表面に固定化されていることを特徴とす
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。 - 【請求項１７】 前記蒸着重合膜が-ＣＯＯＨ基、-ＣＨ
Ｏ基、-ＳＨ基、-ＮＨ2基、-ＯＨ基、＝ＮＨ基、−ＣＯ
ＮＨ2基、 【化１】 −ＮＣＯ基、−ＣＯＯＲ基（Ｒは（ＣＨ2）nＨ）（n=1
以上）である。）又は-(O(CH2)m)nOH基（m=1以上、n=1以
上）のいずれか１又は２以上を含むことを特徴とする、
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１８】 前記蒸着重合膜のモノマー原料が、窒
素を含む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１９】 前記蒸着重合膜のモノマー原料が -ＣＯＯＨ基、−ＣＯＯＲ基（Ｒは（ＣＨ2）nＨ）（n
=1以上）である。）、-ＳＨ基、-ＮＨ2基、-ＯＨ基、＝
ＮＨ基、−ＣＯＮＨ2基又は-(O(CH2)m)nOH基（m=1以上、
n=1以上）の官能基が単独又は複数種が１つの分子内に
合計で２つ以上存在する化合物と、 −ＮＣＯ基が２つ以上存在する化合物との２種類の化
合物からな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２０】 前記蒸着重合膜のモノマー原料が、
の化合物が複数種であるか、の化合物が複数種である
か、あるいは、が共に複数種の化合物であることを
特徴とする、請求項19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２１】 前記蒸着重合膜のモノマー原料が、
の化合物が-ＮＨ2基を２つ以上持ち、-ＣＯＯＨ基、−
ＣＯＯＲ基（Ｒは（ＣＨ2）nＨ）（n=1以上）であ
る。）、-ＳＨ基、-ＯＨ基、＝ＮＨ基、−ＣＯＮＨ2基
又は-(O(CH2)m)nOH基（m=1以上、n=1以上）を１つ以上持
つことを特徴とする、請求項19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２２】 前記蒸着重合膜のモノマー原料が、
の化合物が-ＮＨ2基、-ＣＯＯＨ基、-ＳＨ基、-ＯＨ
基、＝ＮＨ基、−ＣＯＮＨ2基又は-(O(CH2)m)nOH基（m=
1以上、n=1以上）の官能基が単独又は複数種が１つの分
子内に２つ以上存在し、更に−ＣＯＯＲ基（Ｒは（ＣＨ
2）nＨ）（n=1以上）である。）が１つ以上存在するこ
とを特徴とする請求項19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２３】 前記蒸着重合膜のモノマー原料が、
の化合物が-ＮＨ2基、-ＯＨ基又は＝ＮＨ基の官能基が
単独又は複数種が１つの分子内に２つ以上存在し、更に
-ＳＨ基、-ＣＯＯＨ基、−ＣＯＯＲ基（Ｒは（ＣＨ2）n
Ｈ）（n=1以上）である。）又は-(O(CH2)m)nOH基（m=1
以上、n=1以上）が１つ以上存在することを特徴とする請
求項19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２４】 前記蒸着重合膜のモノマー原料が、
の化合物が脂肪族炭素と芳香族炭素の両方を持つもの
で、脂肪族炭素に結合した−ＮＨ２基を２つ以上、かつ
芳香族炭素に結合した−ＮＨ2基を１つ以上有すること
を特徴とする請求項19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２５】 前記蒸着重合膜のモノマー原料が、
の化合物が−ＮＣＯ基が２つ以上存在し、且つ−ＣＯＯ
Ｒ基（Ｒは（ＣＨ2）nＨ）（n=1以上）である。）を１
つ以上存在することを特徴とする請求項19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２６】 前記蒸着重合膜と前記核酸との間に、
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２７】 前記蒸着重合膜と前記非免疫蛋白質と
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４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２８】 前記蒸着重合膜と前記免疫グロブリン
結合性蛋白質との間に、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
６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２９】 前記蒸着重合膜と前記糖結合性蛋白質
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８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３０】 前記蒸着重合膜と前記糖を認識する糖
鎖との間に、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10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３１】 前記蒸着重合膜と前記リガンド結合能
を有するポリペプチドあるいはオリゴペプチドとの間
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11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３２】 前記蒸着重合膜と前記免疫性タンパク
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。 - 【請求項３３】 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25〜31のいずれかに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３４】 前記蒸着重合膜と前記核酸とを縮合に
より結合させたことを特徴とする、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３５】 前記蒸着重合膜と前記非免疫蛋白質と
を縮合により結合させたことを特徴とする、請求項４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３６】 前記蒸着重合膜と前記免疫グロブリン
結合性蛋白質とを縮合により結合させたことを特徴とす
る、請求項６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３７】 前記蒸着重合膜と前記糖結合性蛋白質
とを縮合により結合させたことを特徴とする、請求項８
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３８】 前記蒸着重合膜と前記糖を認識する糖
鎖とを縮合により結合させたことを特徴とする、請求項
10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３９】 前記蒸着重合膜と前記リガンド結合能
を有するポリペプチドあるいはオリゴペプチドとを縮合
により結合させたことを特徴とする、請求項11記載の表
面プラズモン共鳴バイオセンサー用測定セル。 - 【請求項４０】 前記蒸着重合膜と前記免疫性タンパク
質とを縮合により結合させたことを特徴とする、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。 - 【請求項４１】 前記縮合により結合させる試薬とし
て、Ｎ−ヒドロキシスクシンイミドと１−エチル−３−
（３−ジメチルアミノプロピル）カルボジイミドの組み
合わせ、又はＮ−ヒドロキシスクシンイミドとジシクロ
ヘキシルカルボジイミドの組み合わせからなる群から選
ばれたものであることを特徴とする請求項34〜40のいず
れかに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４２】 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、該金属膜の上に蒸着重合膜を形
成し、次いで該蒸着重合膜の表面に材料を固定化するこ
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４３】 前記材料が核酸であることを特徴とす
る、請求項42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４４】 前記材料が非免疫蛋白質であることを
特徴とする、請求項42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４５】 前記材料が免疫グロブリン結合性タン
パク質であることを特徴とする、請求項42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４６】 前記材料が糖結合性タンパク質である
ことを特徴とする、請求項42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４７】 前記材料が糖を認識する糖鎖であるこ
とを特徴とする、請求項42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４８】 前記材料がリガンド結合能を有するポ
リペプチドもしくはオリゴペプチドであることを特徴と
する、請求項42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４９】 前記材料が免疫性タンパク質であるこ
とを特徴とする、請求項42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。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8481298A JPH11281569A (ja) | 1998-03-31 | 1998-03-31 | 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 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8481298A JPH11281569A (ja) | 1998-03-31 | 1998-03-31 | 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 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11281569A true JPH11281569A (ja) | 1999-10-15 |
Family
ID=13841152
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8481298A Pending JPH11281569A (ja) | 1998-03-31 | 1998-03-31 | 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 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH11281569A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002544485A (ja) * | 1999-05-06 | 2002-12-24 | グレイコデータ、リミテッド | 多糖類の構造および配列決定 |
| US9128074B2 (en) | 2011-08-30 | 2015-09-08 | Korean Institute Of Machinery & Materials | Detection method using colorimetric analysis |
-
1998
- 1998-03-31 JP JP8481298A patent/JPH11281569A/ja active Pending
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002544485A (ja) * | 1999-05-06 | 2002-12-24 | グレイコデータ、リミテッド | 多糖類の構造および配列決定 |
| JP4656731B2 (ja) * | 1999-05-06 | 2011-03-23 | プロコグニア （イスラエル） リミテッド | 多糖類の構造および配列決定 |
| US9128074B2 (en) | 2011-08-30 | 2015-09-08 | Korean Institute Of Machinery & Materials | Detection method using colorimetric analysis |
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