WO2023189138A1 - 光学デバイス及びバイオセンサ - Google Patents

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WO2023189138A1
WO2023189138A1 PCT/JP2023/007566 JP2023007566W WO2023189138A1 WO 2023189138 A1 WO2023189138 A1 WO 2023189138A1 JP 2023007566 W JP2023007566 W JP 2023007566W WO 2023189138 A1 WO2023189138 A1 WO 2023189138A1
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optical waveguide
light
specific adsorption
reflective layer
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PCT/JP2023/007566
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哲也 松下
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京セラ株式会社
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    • G—PHYSICS
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    • G01N33/551—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals the carrier being inorganic

Definitions

  • the present disclosure relates to an optical device in which a capture body for capturing a specimen is immobilized, and a biosensor equipped with the optical device.
  • Biosensors that use near-field light are known as biosensors that detect proteins such as viral proteins (antigens).
  • This biosensor has an optical device including a glass substrate, a reflective layer coated on the glass substrate, and an optical waveguide layer (dielectric layer) formed on the reflective layer.
  • the biosensor includes a light incidence mechanism that allows light to enter the reflective layer from the substrate side of the optical device, and a light detection mechanism that detects the reflected light of the light reflected by the reflective layer. At this time, the light that is totally reflected on the upper surface of the reflective layer (the interface between the reflective layer and the optical waveguide layer) leaks near-field light toward the optical waveguide layer. In a biosensor, part or all of the incident light propagates through the optical waveguide layer.
  • Incident light is made incident on this optical waveguide layer at an incident angle that reduces reflected light intensity (reflection intensity).
  • reflected light intensity reflection intensity
  • an analyte substance to be detected
  • the refractive index near the surface of the optical waveguide layer changes and the near-field light changes, resulting in a change in reflected light intensity. is read and the sample is detected.
  • An optical device includes a substrate through which light passes, a reflective layer located on the substrate, and a transmitted light transmitted through the reflective layer or the reflective layer located on the reflective layer.
  • an optical waveguide layer through which near-field light seeped from the optical waveguide propagates; a first non-specific adsorption reduction layer located on the optical waveguide layer and capable of forming a functional group on its surface for immobilizing a capture body that captures the analyte; , is provided.
  • An optical device includes a substrate through which light passes, a reflective layer located on the substrate, and a functional material located on the reflective layer that immobilizes a capture body that captures an analyte.
  • an optical waveguide layer that has a group on its surface and in which transmitted light transmitted through the reflective layer or near-field light seeped out from the reflective layer propagates; and a second non-specific adsorption reduction layer that covers a part of the optical waveguide layer.
  • FIG. 1 is a cross-sectional view showing an optical device according to Embodiment 1 of the present disclosure.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view showing a state in which antibodies are immobilized on carboxyl groups (specific functional groups) formed on the surface of the first non-specific adsorption reducing layer.
  • FIG. 1 is a schematic cross-sectional view showing a configuration example of a biosensor including an optical device.
  • FIG. 1 is a cross-sectional view showing a conventional optical device.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view showing an optical device according to Embodiment 2 of the present disclosure.
  • FIG. 3 is a schematic plan view showing how the second non-specific adsorption reduction layer grows in an island shape on the optical waveguide layer.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view showing a state in which an antibody is immobilized on a silanol group (specific functional group) in an exposed portion of the optical waveguide layer.
  • an optical waveguide layer contains Si (silicon) in a conventional optical device as in Patent Document 1
  • a functional material used for immobilizing the antibody is used.
  • the group hereinafter referred to as a specific functional group
  • silanol groups (-OH) which exist in countless numbers on the surface of the optical waveguide layer, were used.
  • impurities are non-specifically adsorbed to these silanol groups. This non-specific adsorption causes noise when detecting changes in the intensity of reflected light due to the antigen adsorbed to the antibody, and tends to significantly reduce the detection ability of the biosensor.
  • the state of the silanol groups present on the surface of the optical device is unstable, it is easily affected by the environment to which it is exposed up to the antibody immobilization process. Therefore, even after the optical device is manufactured, the surface condition of the optical device is easily affected by storage conditions. Therefore, it is desired to stabilize the surface of an optical device in an active and unstable state in the pretreatment of antibody immobilization treatment and in reducing the temporal change of the optical device after solidification treatment.
  • the present disclosure provides an optical device in which nonspecific adsorption or binding of substances (contaminants) other than a desired capture body that captures a sample (antigen) to a specific functional group is reduced.
  • optical device According to the optical device according to one non-limiting aspect of the present disclosure, nonspecific adsorption or binding of substances other than the capture body (contaminants) to a specific functional group is reduced.
  • each figure referred to below shows only the main members necessary for explaining the embodiment in a simplified manner. Accordingly, the optical device and biosensor may include any components not shown in the referenced figures. Furthermore, the dimensions of the members in each figure do not faithfully represent the dimensions of the actual constituent members and the dimensional ratios of each member.
  • FIG. 1 is a cross-sectional view showing an optical device 10 according to Embodiment 1 of the present disclosure.
  • the optical device 10 includes a substrate 1 , a reflective layer 2 , an optical waveguide layer 3 , and a first non-specific adsorption reduction layer 4 .
  • the light used for detection passes through the substrate 1 .
  • the material for the substrate 1 include transparent dielectric materials such as glass, resin, ceramics, and insulators, and transparent conductive materials such as ITO (Indium Tin Oxide).
  • the substrate 1 may have a refractive index of 1.4 or more and 1.65 or less when the wavelength of the light source 22 (hereinafter referred to as light source wavelength) used during detection is, for example, 632.8 nm.
  • a reflective layer 2 is located on the substrate 1 .
  • the material for the reflective layer 2 chemically and physically stable metal thin films and semiconductor thin films can be used.
  • the metal material include metals selected from groups 4 to 14 of the periodic table of elements, or alloys mainly using such metals.
  • the semiconductor material may be a compound semiconductor composed of two or more kinds of elements in addition to a semiconductor made of one kind of element such as Si and Ge. Furthermore, the semiconductor may be a p-type, n-type, or intrinsic semiconductor.
  • the semiconductor material may be Si, amorphous Si (a-Si), crystalline Si (single crystal Si, polycrystalline Si, microcrystalline Si), or the like.
  • the reflective layer 2 may have a refractive index of 3.8 or more and 4.5 or less.
  • the optical waveguide layer 3 is located on the reflective layer 2, and transmitted light that has passed through the reflective layer 2 or near-field light that has seeped out from the reflective layer 2 propagates.
  • This near-field light is also called evanescent light, and when the light incident from the substrate 1 is reflected on the upper surface of the reflective layer 2 (the interface between the reflective layer 2 and the optical waveguide layer 3), the angle of incidence on the reflective layer 2 changes. This is light that leaks into the optical waveguide layer 3 under conditions where the angle becomes larger than the critical angle and total reflection occurs.
  • the optical properties of the capture body immobilized on the surface of the optical waveguide layer 3 opposite to the reflection layer 2 change by capturing the specimen.
  • Changes in the optical properties (mainly the refractive index) on the surface of the optical waveguide layer 3 change the resonance conditions and change the intensity of the near-field light. By optically detecting this change, it is possible to presence can be detected.
  • the film thickness of the optical waveguide layer 3 is adjusted so that the near-field light propagates near the surface of the optical waveguide layer 3. Set to about the extent of seepage.
  • the light transmitted to the optical waveguide layer 3 is totally reflected on the upper surface of the optical waveguide layer 3 (the surface of the optical waveguide layer 3 on the opposite side from the reflective layer 2), and the near-field light stains the surface of the optical waveguide layer 3.
  • the thickness of the optical waveguide layer 3 may be set within a range that allows the transmitted light to be totally reflected on the surface of the optical waveguide layer 3.
  • a first non-specific adsorption reducing layer 4 which will be described later, may be further formed on the optical waveguide layer 3, and the antibody may be immobilized on the surface of this first non-specific adsorption reducing layer 4.
  • the transmitted light is transmitted through the reflective layer 2 without being totally reflected in the reflective layer 2 and propagated into the optical waveguide layer 3.
  • the near-field light is caused to seep out through total reflection at the interface with the reduction layer 4).
  • the presence of the specimen can be detected in the same way as when transmitted light transmitted through the reflective layer 2 or near-field light seeped out from the reflective layer 2 propagates in the optical waveguide layer 3.
  • the optical waveguide layer 3 is formed mainly of an oxide of a semiconductor material, a nitride of a semiconductor material, a carbide of a semiconductor material, or the like. Specific examples of the material for the optical waveguide layer 3 include SiO 2 , SiNx, SiON, and SiC. When these materials are used, silanol groups that function as specific functional groups appear on the surface of the optical waveguide layer 3. When the light source wavelength is, for example, 632.8 nm, the optical waveguide layer 3 may have a refractive index of 1.4 or more and 2.01 or less.
  • the first non-specific adsorption reducing layer 4 is located on the optical waveguide layer 3 and can be chemically modified, and a specific functional group can be formed on the surface to immobilize a capture body that specifically captures an analyte.
  • a capture body an antibody corresponding to the specimen (antigen) or a nucleic acid such as DNA or RNA can be used.
  • the first non-specific adsorption reducing layer 4 has an optically transparent property and is formed to cover the entire optical waveguide layer 3 .
  • the first non-specific adsorption reduction layer 4 is chemically and physically inert, and adsorption of non-specific contaminants to the surface of the first non-specific adsorption reduction layer 4 is reduced.
  • the material of the first non-specific adsorption reduction layer 4 may mainly contain C.
  • Examples of the material for the first non-specific adsorption reducing layer 4 include amorphous C (a-C) and/or SiC (a-SiC).
  • the optical waveguide layer 3 contains SiC
  • the first non-specific adsorption reduction layer 4 is formed to be richer in C than the optical waveguide layer 3 and has a surface that is more inactive than the optical waveguide layer 3. do.
  • the first non-specific adsorption reduction layer 4 becomes a layer having a surface that is more inert than the optical waveguide layer 3.
  • the film thickness of the first non-specific adsorption reducing layer 4 is approximately 1 to 10 nm from the viewpoint of reducing the adsorption of non-specific contaminants on the surface of the optical device 10 and reducing the influence of near-field light on detection. You can also use it as
  • the first non-specific adsorption reduction layer 4 is formed on the surface of the optical waveguide layer 3 by a film forming method such as bias CVD (Chemical Vapor Deposition), p-CVD (Plasma CVD), or PVD (Physical Vapor Deposition). be done.
  • the first non-specific adsorption reducing layer 4 may be formed by, for example, growing from an island shape to a layer shape by plasma CVD so as to cover the entire surface.
  • the reflective layer 2, the optical waveguide layer 3, and the first non-specific adsorption reduction layer 4 may be formed by separate film formation using a plurality of film forming apparatuses, or may be formed continuously using the same film forming apparatus. It may be formed by film formation.
  • a specific functional group for immobilizing the capture body is formed on the surface of the first non-specific adsorption reduction layer 4 by chemical modification.
  • carboxyl groups are formed on the surface.
  • Carboxylation to form a canoboxyl group is carried out using C atoms present on the surface as a nucleus.
  • carboxylation first, the surface of the first non-specific adsorption reduction layer 4 is treated with chlorine to form a chloro group on the C atom, and then this chloro group is treated with ammonia to form an amino group. .
  • a carboxyl group is formed on the surface of this amino group using succinic anhydride or acid chloride.
  • the density of carboxyl groups can be adjusted by controlling the surface activity and adjusting the concentration and time of the chemical treatment. That is, an amount of carboxyl groups required for immobilizing the capture body can be formed on the surface of the first non-specific adsorption reduction layer 4. Since a silanol group can be formed as a specific functional group on the surface of the first non-specific adsorption reducing layer 4, it may be used selectively as appropriate, taking into consideration the compatibility with the capture body.
  • the first non-specific adsorption reduction layer 4 may have a refractive index of 1.33 or more and 4.5 or less.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view showing a state in which the antibody 11 is immobilized on the carboxyl group (specific functional group) formed on the surface of the first non-specific adsorption reducing layer 4.
  • the carboxyl group changes its structure as a result of the chemical bond, but for convenience of explanation, the carboxyl group is shown as it is in FIG. This point also applies to other drawings.
  • FIG. 2 a case will be described in which, for example, the antibody 11 is bound to a carboxyl group as a capture body.
  • Antigen 12 as a specimen interacts with antibody 11 .
  • the antibody 11 is immobilized immediately after forming an amount of carboxyl groups as specific functional groups required for immobilization on the surface of the first non-specific adsorption reduction layer 4.
  • an appropriate amount of antibody 11 can be immobilized on the surface of the first non-specific adsorption reducing layer 4 while reducing non-specific adsorption of contaminants. That is, non-specific adsorption of impurities to excess carboxyl groups is reduced.
  • FIG. 3 is a schematic cross-sectional view showing a configuration example of a biosensor 20 including the optical device 10.
  • the biosensor 20 shown in FIG. 3 includes an optical device 10, a light source 22, a prism 21, and a detector 23.
  • the light source 22 and the prism 21 function as a light incidence mechanism that allows light to enter the reflective layer 2 from the surface of the substrate 1 of the optical device 10 opposite to the surface where the reflective layer 2 is located.
  • the detector 23 and the prism 21 are arranged so that the incident light is transmitted to the lower surface of the reflective layer 2 (the interface between the reflective layer 2 and the optical waveguide layer 3) or the lower surface of the optical waveguide layer 3 (the reflective layer 2 of the optical waveguide layer 3).
  • the biosensor 20 detects a specimen by detecting a change in reflected light caused by a change in near-field light.
  • a prism 21 is brought into close contact with the substrate 1 via refractive index adjusting oil.
  • a laser beam is irradiated toward the prism 21 from a light source 22 .
  • the light used for detection is not particularly limited as long as it is an electromagnetic wave, but light in the infrared to ultraviolet range may be used because it is easy to handle.
  • the detection ability of the biosensor 20 is determined by selecting the film thickness and refractive index of the reflective layer 2 and the optical waveguide layer 3, as well as the incident angle and wavelength of the light source 22. When the laser beam is incident at a specific angle of incidence, it excites an optical waveguide mode that propagates within the optical waveguide layer 3 .
  • Optical waveguide mode excitation refers to a phenomenon in which incident light is absorbed without being totally reflected from the reflective layer 2 or both the reflective layer 2 and the optical waveguide layer 3, and the intensity of the reflected light becomes weaker than the intensity of the incident light.
  • the refractive index of the surface of the optical waveguide layer 3 changes under the excitation conditions of the optical waveguide mode, this change in the refractive index appears as a change in the intensity of reflected light.
  • the biosensor 20 detects the presence or absence of adsorption of the antigen 12, which is a sample, to the antibody 11 immobilized on the surface of the first non-specific adsorption reduction layer 4.
  • This detection utilizes a phenomenon in which the intensity of near-field light seeping out from the biosensor 20 changes due to a change in the refractive index near the surface including the antibody 11 due to adsorption of the antigen 12.
  • the antigen 12 is captured by the antibody 11 on the surface of the first non-specific adsorption reducing layer 4
  • the refractive index is made to change in or near the first non-specific adsorption reducing layer 4 itself.
  • the wavelength of the incident light is set within a wavelength range in which this change in refractive index occurs.
  • the amount of carboxyl groups (specific functional groups) is controlled to an appropriate amount, and the presence of excess carboxyl groups is reduced, so that non-specific adsorption of impurities to them is reduced. ing. Therefore, the biosensor 20 can detect the antigen 12 with high sensitivity while reducing noise.
  • FIG. 4 is a cross-sectional view showing a conventional optical device.
  • a reflective layer 2 is formed on a substrate 1, and an optical waveguide layer 3 through which near-field light propagates is formed on the reflective layer 2.
  • Silanol groups functioning as specific functional groups appear on the surface of the optical waveguide layer 3, and a large number of silanol groups remain even after the treatment of immobilizing the antibody 11 to the silanol groups. Therefore, when a biosensor as shown in FIG.
  • the contaminant 13 is also non-specific to the silanol group. adsorbs to. Therefore, noise is generated when detecting a change in near-field light intensity on the surface of the optical device due to the interaction of the antigen 12 with the antibody 11, making it impossible to detect the presence of the antigen 12 with high sensitivity.
  • Silanol groups appear on the surface of the optical waveguide layer 3. According to Embodiment 1 of the present disclosure, by covering the optical waveguide layer 3 with the first non-specific adsorption reduction layer 4, unnecessary silanol groups appearing on the surface are reduced. Non-specific adsorption of impurities etc. is reduced.
  • first non-specific adsorption reduction layer 4 By forming a stable first non-specific adsorption reduction layer 4 on the surface of the optical waveguide layer 3 containing a silicon-based material that is easily oxidized, changes in the surface are reduced until the antibody 11 is immobilized on the surface of the optical device 10. be able to. As described above, by forming an amount of carboxyl groups (specific functional groups) required for immobilizing the antibody 11 on the surface of the first non-specific adsorption reduction layer 4 and then immobilizing the antibody 11, the antibody 11 can be immobilized. It is possible to easily control the amount of immobilized substances and reduce non-specific adsorption of contaminants. The surface of the first non-specific adsorption reduction layer 4 after immobilizing the antibody 11 is stable, and changes in the surface during storage of the optical device 10 are reduced.
  • Embodiment 1 a case has been described in which the antibody 11 is immobilized as a capture body on the surface of the optical device 10, but the present invention is not limited to this.
  • a nucleic acid or the like may be immobilized as a capture body.
  • the antigen 12 (sample) recognized by the antibody 11 (capture body) is not particularly limited, and may be any type of protein.
  • the present invention is not limited to this.
  • Other functional groups may be formed on the surface of the first non-specific adsorption reducing layer 4.
  • FIG. 5 is a cross-sectional view of an optical device 30 according to Embodiment 2 of the present disclosure.
  • the optical device 30 includes a substrate 1 , a reflective layer 2 , an optical waveguide layer 3 , and a second non-specific adsorption reduction layer 5 .
  • the light used for detection passes through the substrate 1 .
  • the material of the substrate 1 include transparent dielectric materials such as glass, resin, ceramics, and insulators, and transparent conductive materials such as ITO.
  • the substrate 1 may have a refractive index of 1.4 or more and 1.65 or less.
  • a reflective layer 2 is located on the substrate 1 .
  • the material for the reflective layer 2 the same chemically and physically stable metal thin film or semiconductor thin film as in the first embodiment can be used.
  • the reflective layer 2 may have a refractive index of 3.8 or more and 4.5 or less.
  • the optical waveguide layer 3 is located on the reflective layer 2, and transmitted light that has passed through the reflective layer 2 or near-field light that has seeped out from the reflective layer 2 propagates.
  • the optical waveguide layer 3 is formed mainly of an oxide of a semiconductor material, a nitride of a semiconductor material, a carbide of a semiconductor material, or the like. Specific examples of the material for the optical waveguide layer 3 include SiO 2 , SiNx, SiON, and SiC. When the optical waveguide layer 3 is formed of these materials, silanol groups that function as specific functional groups appear on the surface of the optical waveguide layer 3.
  • the optical waveguide layer 3 By using a silane coupling agent or the like on the surface of the optical waveguide layer 3, specific functional groups such as -NH 2 , -COOH, -SCN, succinimide group, biotinyl group, etc. may be chemically modified.
  • the optical waveguide layer 3 may have a refractive index of 1.4 or more and 2.01 or less.
  • the second non-specific adsorption reducing layer 5 has an optically transparent property and covers the surface of the optical waveguide layer 3 so as to expose a portion thereof.
  • the second non-specific adsorption reduction layer 5 is chemically and physically inert.
  • the portion of the optical waveguide layer 3 covered by the second non-specific adsorption reduction layer 5 (the surface of the second non-specific adsorption reduction layer 5 located on the optical waveguide layer 3) is free from non-specific contaminants. Adsorption is difficult to occur.
  • the thickness of the second non-specific adsorption reducing layer 5 is set to be approximately 1 to 10 nm from the viewpoint of reducing non-specific adsorption of foreign matter on the surface of the optical device 30 and reducing the influence of near-field light on detection. Good too.
  • the near-field light used for detecting the analyte is transmitted through the optical waveguide layer 3 through a portion of the upper surface of the optical waveguide layer 3 that is not covered with the second non-specific adsorption reduction layer 5 and is exposed. The light is totally reflected and becomes near-field light that seeps out from the top surface.
  • the near-field light used for detecting the analyte leaks into the optical waveguide layer 3 from the upper surface of the reflective layer 2, and the optical waveguide is exposed without being covered by the second non-specific adsorption reduction layer 5. This results in near-field light that seeps out beyond the top surface of layer 3.
  • the material of the second non-specific adsorption reduction layer 5 may mainly contain C.
  • Examples of the material of the second non-specific adsorption reducing layer 5 include amorphous C (a-C) and/or SiC (a-SiC).
  • the optical waveguide layer 3 contains SiC
  • the second non-specific adsorption reduction layer 5 is formed to be richer in C than the optical waveguide layer 3 and has a surface that is more inert than the optical waveguide layer 3. do.
  • the second non-specific adsorption reduction layer 5 is formed on the surface of the optical waveguide layer 3 by utilizing a state in the process of growing from an island shape to a layer shape by a film forming method such as bias CVD, p-CVD, or PVD. may be done.
  • amorphous SiC (a-SiC) is formed as the second non-specific adsorption reducing layer 5 by plasma CVD using a plasma CVD apparatus having a cylindrical electrode and a support.
  • a substrate 1 on which an optical waveguide layer 3 and a reflective layer 2 are laminated is fixed to a support in a plasma CVD apparatus, and the substrate 1 is heated to a temperature of, for example, 250°C to 300°C, and the inside of the plasma CVD apparatus is heated to a temperature of, for example, 10 -3 . Reduce the pressure to about Pa.
  • a gas containing Si such as SiH 4 (silane) gas
  • a gas containing C such as C 2 H 2 (acetylene) gas or CH 4 (methane) gas
  • a diluent gas such as hydrogen (H 2 ) and helium (He) is supplied.
  • a pulsed DC voltage is applied between the discharge electrode and the support.
  • a glow discharge occurs between the discharge electrode and the support, the components of the source gas are decomposed by the plasma, and the decomposed components of the source gas are transferred to the surface of the optical waveguide layer 3 laminated on the substrate 1. It is deposited as a specific adsorption reduction layer 5.
  • a pulsed DC voltage such that the substrate 1 side has either positive or negative polarity is applied to accelerate the cations and cause them to collide with the substrate 1.
  • An a-SiC film is formed by plasma CVD while sputtering fine irregularities on the surface of the optical waveguide layer 3 by the impact of cations colliding with the substrate 1.
  • a-SiC is obtained which has a surface with highly uniform irregularities in which the growth of large protrusions is reduced. This phenomenon is called the ion sputtering effect.
  • a DC voltage that does not reverse polarity is useful. Further, an effect similar to the ion sputtering effect can be obtained by using an AC voltage or the like in which all voltages are adjusted to have either positive or negative polarity.
  • the polarity of the applied voltage can be freely adjusted depending on the type of source gas, taking into consideration the film forming rate, etc., which is determined from the density of ion species, the polarity of deposited species, and the like.
  • the degree of island-like growth of the film constituting the second non-specific adsorption reduction layer 5 is adjusted, and the second non-specific adsorption reduction layer 5 is adjusted.
  • the degree of coverage of the optical waveguide layer 3 by the adsorption reduction layer 5 can be adjusted.
  • the thickness of the second non-specific adsorption reducing layer 5 in the portion covering the optical waveguide layer 3 is, for example, 1 to 10 nm.
  • FIG. 6 is a schematic plan view showing the island-like growth of the second non-specific adsorption reduction layer 5 on the optical waveguide layer 3.
  • the extent to which the film of the second non-specific adsorption reduction layer 5 is allowed to grow in an island-like state may be appropriately set according to the specifications of the optical device 10. If it is desired to reduce the proportion of the surface of the optical waveguide layer 3 exposed, the degree of island-like growth may be increased as shown in 6003. If it is desired to increase the proportion of the surface of the optical waveguide layer 3 exposed, the degree of island-like growth may be in a state like 6002 or an intermediate state between 6002 and 6003.
  • the process for forming the second non-specific adsorption reducing layer 5 described above is the same for forming the first non-specific adsorption reducing layer 4.
  • the first non-specific adsorption reducing layer 4 covering the surface of the optical waveguide layer 3 is formed by further progressing to layered growth from the state 6003 in FIG. can do.
  • the second non-specific adsorption reduction layer 5 may have a refractive index of 1.33 or more and 4.5 or less.
  • FIG. 7 is a cross-sectional view showing a state in which the antibody 11 is immobilized on the silanol group (specific functional group) in the exposed portion of the optical waveguide layer 3 that is not covered by the second non-specific adsorption reduction layer 5. .
  • silanol group specific functional group
  • FIG. 7 a case will be described in which, for example, an antibody 11 is bound to a silanol group as a capture body.
  • Antigen 12 as a specimen interacts with antibody 11 .
  • the island-like growth of the second non-specific adsorption reducing layer 5 is controlled to form the second non-specific adsorption reducing layer 5 on the surface of the optical waveguide layer 3 so that the surface of the optical waveguide layer 3 is partially exposed. do.
  • the silanol groups on the surface of the underlying optical waveguide layer 3 in the portions not covered by the second non-specific adsorption reducing layer 5 are exposed as they are.
  • This exposed silanol group can be used as a specific functional group to immobilize the antibody 11.
  • the surface without performing carboxylation as in Embodiment 1, the surface can be coated with the second non-specific adsorption reducing layer 5 while leaving the silanol groups necessary for immobilizing the antibody 11.
  • the second non-specific adsorption reduction layer 5 containing stable C in a C-rich state on the surface of the optical waveguide layer 3 containing easily oxidized Si etc.
  • the antibody 11 etc. are fixed on the surface of the optical device 30. It is also possible to reduce changes in the surface until it becomes . Furthermore, changes in the surface of the optical device 30 during storage after immobilization of the antibody 11 are also reduced.
  • Embodiment 2 a case has been described in which the antibody 11 is immobilized as a capture body on the surface of the optical device 30, but the present invention is not limited to this.
  • Nucleic acids or the like may be immobilized as the capture body as in Embodiment 1.
  • the present invention is not limited to this.
  • Other specific functional groups similar to those in Embodiment 1 may be formed on the surface of the optical waveguide layer 3.
  • Example 1 As the substrate 1, a glass substrate with a refractive index of 1.457 for light having a wavelength of 625 nm and a thickness of 1 mm was used. A reflective layer 2 made of a-Si and having a refractive index of 3.889 for light with a wavelength of 625 nm and a thickness of 200 nm was formed on the substrate 1. On the reflective layer 2, an optical waveguide layer 3 was formed using SiO 2 and had a refractive index of 1.457 for light with a wavelength of 625 nm and a thickness of 350 nm.
  • a first non-specific adsorption reduction layer 4 is formed using a-C, has a refractive index of 4 for light with a wavelength of 625 nm, and has a thickness of 1 nm, and an optical device 10 having the configuration shown in FIG. 1 is obtained. was created.
  • the optical device 10 of Example 1 Since the optical device 10 of Example 1 has the first non-specific adsorption reducing layer 4 on the outermost surface, the surface is stable both before and after the capture body is immobilized, and changes in the surface are reduced. ing. In addition, by forming the amount of carboxyl groups necessary for immobilizing the capture body as a specific functional group on the surface of the first non-specific adsorption reduction layer 4, the carboxyl groups are used only for immobilization of the capture body, and the optical device Non-specific adsorption of contaminants and the like on the surface of 10 is reduced.
  • Example 2 As the substrate 1, a glass substrate with a refractive index of 1.457 for light having a wavelength of 625 nm and a thickness of 1 mm was used. A reflective layer 2 made of a-Si and having a refractive index of 3.889 for light with a wavelength of 625 nm and a thickness of 200 nm was formed on the substrate 1. On the reflective layer 2, an optical waveguide layer 3 was formed using SiO 2 and had a refractive index of 1.457 for light with a wavelength of 625 nm and a thickness of 350 nm.
  • a second non-specific adsorption reduction layer 5 having a refractive index of 4 for light with a wavelength of 625 nm and a thickness of 1 nm is formed by growing a-C in an island shape, and as shown in FIG. An optical device 30 having the configuration shown in was produced.
  • the surface of the optical waveguide layer 3 covered with the second non-specific adsorption reducing layer 5 has a stable surface both before and after immobilization of the capture body. Change is reduced.
  • the amount of silanol groups as specific functional groups necessary for immobilizing the capture body is exposed on the surface of the optical waveguide layer 3 that is not covered with the second non-specific adsorption reducing layer 5.
  • the silanol group is used only for immobilizing the capture body, and non-specific adsorption of contaminants and the like on the surface of the optical device 10 is reduced.

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Abstract

光学デバイスは、光が透過する基板と、前記基板上に位置する反射層と、前記反射層上に位置し、前記反射層を透過した透過光又は前記反射層から染み出した近接場光が伝搬する光導波層と、前記光導波層上に位置し、検体を捕捉する捕捉体を固定化する官能基を表面に化学修飾可能な第１非特異吸着低減層と、を備える。

Description

光学デバイス及びバイオセンサ
　本開示は、検体を捕捉する捕捉体を固定化した光学デバイス、及び該光学デバイスを備えるバイオセンサに関する。
　ウイルスの蛋白質（抗原）等の蛋白質を検出するバイオセンサとして、近接場光（エバネッセント光）を用いるものが知られている。このバイオセンサは、ガラス基板と、ガラス基板上に被覆した反射層と、反射層上に形成した光導波層（誘電体層）と、を備える光学デバイスを有する。バイオセンサは、光学デバイスの基板側から、反射層に光を入射させる光入射機構と、反射層によって反射される光の反射光を検出する光検出機構と、を備える。このとき、反射層の上面（反射層と光導波層との界面）で全反射される光は、光導波層に向けて近接場光を染み出させる。バイオセンサでは、入射光の一部又は全部が光導波層を伝搬する。この光導波層に対して、反射光強度（反射強度）が減少する入射角で入射光を入射させる。そして、光導波層の表面に検体（検出対象物質）が吸着若しくは付着した際に光導波層の表面近傍の屈折率が変化し近接場光が変化することに起因して生じる反射光強度の変化を読み取り、検体の検出を行う。
国際公開第２００７／０２９４１４号
　本開示の限定されない一態様に係る光学デバイスは、光が透過する基板と、前記基板上に位置する反射層と、前記反射層上に位置し、前記反射層を透過した透過光又は前記反射層から染み出した近接場光が伝搬する光導波層と、前記光導波層上に位置し、検体を捕捉する捕捉体を固定化する官能基を表面に形成可能な第１非特異吸着低減層と、を備える。
　本開示の限定されない他の態様に係る光学デバイスは、光が透過する基板と、前記基板上に位置する反射層と、前記反射層上に位置し、検体を捕捉する捕捉体を固定化する官能基を表面に有するとともに、前記反射層を透過した透過光又は前記反射層から染み出した近接場光が伝搬する光導波層と、前記光導波層の一部を覆う第２非特異吸着低減層と、を備える。
本開示の実施形態１に係る光学デバイスを示す断面図である。 第１非特異吸着低減層の表面に形成したカルボキシル基（特定官能基）に抗体を固定化した状態を示す断面図である。 光学デバイスを備えるバイオセンサの構成例を示す模式的な断面図である。 従来の光学デバイスを示す断面図である。 本開示の実施形態２に係る光学デバイスを示す断面図である。 光導波層への第２非特異吸着低減層の島状成長の様子を示す模式的な平面図である。 光導波層が露出している部分のシラノール基（特定官能基）に抗体を固定化した状態を示す断面図である。
　特許文献１のような従来の光学デバイスにおいて光導波層がＳｉ（シリコン）を含む場合は、光導波層の上部（表面）に抗体を固定化する際に、抗体を固定化するために用いる官能基（以下、特定官能基と称する）として、光導波層の表面に無数に存在するシラノール基（－ＯＨ）を用いていた。しかし、抗体を固定化した後、光導波層の表面に抗体結合に寄与しなかったシラノール基が多数存在すると、これらのシラノール基に夾雑物が非特異吸着する。この非特異吸着は、抗体に吸着する抗原による反射光強度の変化を検出する際のノイズの原因となり、バイオセンサの検出能力を著しく低下させる傾向がある。
　また、光学デバイスの表面に存在するシラノール基の状態は不安定であるので、抗体の固定化処理工程までに晒される環境の影響を受けやすい。そのため、光学デバイスの製造後も、光学デバイスの表面状態は保管状況の影響を受けやすい。従って、活性で不安定な状態の光学デバイスの表面を安定化させることが、抗体の固定化処理の前処理において、及び固体化処理後の光学デバイスの経時変化の低減において、望まれている。
　本開示は、検体（抗原）を捕捉する所望の捕捉体以外の物質（夾雑物）の特定官能基への非特異的な吸着又は結合が低減された光学デバイスを提供する。
　本開示の限定されない一態様に係る光学デバイスによれば、特定官能基への捕捉体以外の物質（夾雑物）の非特異的な吸着又は結合が低減される。
　以下、本開示の一例である実施形態の光学デバイス及びバイオセンサについて、図面を用いて詳細に説明する。但し、以下で参照する各図は、説明の便宜上、実施形態を説明する上で必要な主要部材のみを簡略化して示したものである。従って、光学デバイス及びバイオセンサは、参照する各図に示されていない任意の構成部材を備え得る。また、各図中の部材の寸法は、実際の構成部材の寸法および各部材の寸法比率等を忠実に表したものではない。
　［実施形態１］
　図１は、本開示の実施形態１に係る光学デバイス１０を示す断面図である。光学デバイス１０は、基板１と、反射層２と、光導波層３と、第１非特異吸着低減層４と、を備える。
　＜基板＞
　基板１は検出に用いる光が透過する。基板１の材料としては、ガラス、樹脂、セラミックス、絶縁物等の透光性の誘電体材料、又は、ＩＴＯ（Indium Tin Oxide）等の透光性の導電体材料が挙げられる。基板１は、検出時に用いる後述する光源２２の波長（以下、光源波長と称する）が例えば６３２．８ｎｍである場合、屈折率が１．４以上１．６５以下であってもよい。
　＜反射層＞
　反射層２は、基板１上に位置する。反射層２の材料としては、化学的且つ物理的に安定な金属の薄膜、半導体の薄膜が使用可能である。金属材料としては、元素の周期表の４～１４族から選択した金属、又はこのような金属を主として用いた合金が挙げられる。半導体材料としては、Ｓｉ及びＧｅのような１種類の元素による半導体以外に、２種類以上の元素で構成された化合物半導体でもよい。また、半導体は、ｐ型、ｎ型、真性半導体のいずれでもよい。半導体材料として、Ｓｉ、アモルファスＳｉ（ａ－Ｓｉ）、結晶Ｓｉ（単結晶Ｓｉ、多結晶Ｓｉ、微結晶Ｓｉ）等であってもよい。基板１に半導体材料の薄膜を被覆する手段としては、蒸着、スパッタリング、各種の化学気相成長（ＣＶＤ）、分子線エピタキシ（ＭＢＥ）等が利用できる。反射層２は、光源波長が例えば６３２．８ｎｍである場合、屈折率が３．８以上４．５以下であってもよい。
　＜光導波層＞
　光導波層３は、反射層２上に位置し、反射層２を透過した透過光又は反射層２から染み出した近接場光が伝搬する。この近接場光は、エバネッセント光とも言われ、基板１から入射した光が反射層２の上面（反射層２と光導波層３との界面）で反射する際に、反射層２への入射角が臨界角よりも大きくなって全反射する条件において、光導波層３に染み出す光である。反射層２と反対側の光導波層３の表面に固定化した捕捉体は、検体を捕捉することによって光学的特性が変化する。この光導波層３の表面における光学的特性（主に屈折率）の変化によって、共鳴条件が変化して近接場光の強度が変化するので、その変化を光学的に検出することによって、検体の存在を検出することができる。光導波層３に染み出した近接場光を検体の検出に利用する場合は、近接場光が光導波層３の表面近傍に伝搬するように、光導波層３の膜厚を近接場光の染み出し範囲程度に設定する。また、光導波層３への透過光を光導波層３の上面（光導波層３の反射層２とは反対側の表面）で全反射させて光導波層３の表面に近接場光を染み出させる場合は、光導波層３の膜厚は、透過光を光導波層３の表面で全反射させることができる範囲に設定すればよい。
　また、光導波層３の上にさらに後述する第１非特異吸着低減層４を形成して、この第１非特異吸着低減層４の表面に抗体を固定化してもよい。この場合は、反射層２では全反射させずに反射層２を透過させて光導波層３の中に透過光を伝搬させ、光導波層３の上面（光導波層３と第１非特異吸着低減層４との界面）で全反射させて近接場光を染み出させる。これによって、反射層２を透過した透過光又は反射層２から染み出した近接場光が光導波層３の中を伝搬する場合と同様に検体の存在を検出することができる。光導波層３は、半導体材料の酸化物、半導体材料の窒化物、半導体材料の炭化物等を主成分として形成されている。光導波層３の材料として、具体的には、ＳｉＯ２、ＳｉＮｘ、ＳｉＯＮ、ＳｉＣ等が挙げられる。これらの材料を使用する場合、光導波層３の表面には、特定官能基として機能するシラノール基が出ている。光導波層３は、光源波長が例えば６３２．８ｎｍである場合、屈折率が１．４以上２．０１以下であってもよい。
　＜第１非特異吸着低減層＞
　第１非特異吸着低減層４は、光導波層３上に位置し、化学修飾可能であり、検体を特異的に捕捉する捕捉体を固定化する特定官能基を表面に形成可能である。捕捉体として、検体（抗原）に対応する抗体または、ＤＮＡ、ＲＮＡ等の核酸を用いることができる。第１非特異吸着低減層４は、光学的に透光性の物性を有しており、光導波層３の全体を覆うように形成されている。第１非特異吸着低減層４は、化学的及び物理的に不活性であり、第１非特異吸着低減層４の表面に対する非特異的な夾雑物の吸着が低減される。これにより、光学デバイス１０は、夾雑物の吸着について不活性な表面を有することになる。第１非特異吸着低減層４の材料としては、主にＣを含んでもよい。第１非特異吸着低減層４の材料としては、例えばアモルファス状のＣ（ａ－Ｃ）及び／又はＳｉＣ（ａ－ＳｉＣ）等が挙げられる。光導波層３がＳｉＣを含む場合は、第１非特異吸着低減層４は光導波層３よりもＣリッチであるように形成して、光導波層３よりも不活性な表面を有するものとする。これにより、第１非特異吸着低減層４は、光導波層３に比べて不活性な表面を有する層となる。この第１非特異吸着低減層４の膜厚は、光学デバイス１０の表面における非特異的な夾雑物の吸着を低減するとともに近接場光による検出への影響を低減する観点から、１～１０ｎｍ程度としてもよい。
　第１非特異吸着低減層４は、光導波層３の表面に、例えばバイアスＣＶＤ（Chemical Vapor Deposition）、ｐ－ＣＶＤ（プラズマＣＶＤ）、蒸着（ＰＶＤ：Physical Vapor Deposition）等の成膜方法により形成される。第１非特異吸着低減層４は、実施形態２において後述するように、例えば、プラズマＣＶＤにより島状から層状へと成長させることで表面の全面を覆うように形成してもよい。反射層２、光導波層３、及び第１非特異吸着低減層４は、複数の成膜装置を使用して別々の成膜により形成してもよいし、同じ成膜装置を使用して連続成膜により形成してもよい。
　第１非特異吸着低減層４の表面に、捕捉体を固定化するための特定官能基が化学修飾により形成される。第１非特異吸着低減層４がａ－Ｃ及び／又はａ－ＳｉＣを含む場合は、表面にカルボキシル基が形成される。カノボキシル基を形成するカルボキシル化は、表面に存在するＣ原子を核としてカルボキシル化する。カルボキシル化の一例としては、まず、第１非特異吸着低減層４の表面に塩素処理を施してＣ原子にクロロ基を形成し、次にこのクロロ基にアンモニア処理を施してアミノ基を形成する。さらに、このアミノ基に対して無水コハク酸クロリド又は酸クロリドを用いて、カルボキシル基を表面に形成する。
　第１非特異吸着低減層４の表面をカルボキシル化する際、化学処理の濃度及び時間を調整することにより、表面活性を制御してカルボキシル基の密度を調整できる。即ち、捕捉体の固定化に要するだけの量のカルボキシル基を第１非特異吸着低減層４の表面に形成することができる。第１非特異吸着低減層４の表面には、特定官能基としてシラノール基を形成することもできるので、捕捉体との相性等も考慮して、適宜選択的に使用すればよい。
　第１非特異吸着低減層４は、光源波長が例えば６３２．８ｎｍである場合、屈折率が１．３３以上４．５以下であってもよい。
　＜固定化＞
　図２は、第１非特異吸着低減層４の表面に形成したカルボキシル基（特定官能基）に抗体１１を固定化した状態を示す断面図である。実際には、抗体１１がカルボキシル基に化学結合すれば、カルボキシル基は化学結合の結果としてその構造を変えるが、説明の便宜上、図２にはカルボキシル基をそのまま図示している。この点については、他の図面についても当てはまることである。以下、図２に示すように、捕捉体として例えば抗体１１がカルボキシル基に結合している場合について説明する。抗体１１には、検体としての抗原１２が相互作用する。
　上述したように、固定化に要するだけの量の特定官能基としてのカルボキシル基を第１非特異吸着低減層４の表面に形成した直後に、抗体１１を固定化させる。これにより、夾雑物の非特異吸着を低減しつつ、第１非特異吸着低減層４の表面に適当な量の抗体１１を固定化することができる。即ち、夾雑物が余剰のカルボキシル基に非特異に吸着することが低減される。
　＜バイオセンサ＞
　図３は、光学デバイス１０を備えるバイオセンサ２０の構成例を示す模式的な断面図である。図３に示すバイオセンサ２０は、光学デバイス１０と、光源２２と、プリズム２１と、検出器２３と、を備える。光源２２及びプリズム２１は、光学デバイス１０の基板１の反射層２が位置する面と反対側の面から、反射層２に光を入射させる光入射機構として機能する。検出器２３及びプリズム２１は、光入射機構によって入射した光が反射層２の下面（反射層２と光導波層３との界面）又は光導波層３の下面（光導波層３の反射層２とは反対側の表面）によって全反射の条件で反射される反射光を検出する光検出機構として機能する。この全反射の条件で反射される反射光は、その反射面を越えて近接場光を染み出させる。バイオセンサ２０においては、この近接場光の変化に起因する反射光の変化を検出して、検体を検出するものである。
　基板１に屈折率調節オイルを介してプリズム２１が密着させられている。プリズム２１に向けて光源２２から例えばレーザ光が照射される。検出に用いる光は、電磁波であれば特に制限はないが、取り扱いが容易という点で、赤外～紫外領域の光であってもよい。反射層２及び光導波層３の膜厚並びに屈折率と、入射角及び光源２２の波長とを選択することにより、バイオセンサ２０の検出能力が決まる。レーザ光は特定の入射角で入射した場合、光導波層３内を伝搬する光導波モードを励起する。光導波モード励起とは、入射光が反射層２若しくは反射層２及び光導波層３の両方から全反射されず吸収され、反射光強度が入射光強度よりも弱くなる現象を指す。光導波モードの励起条件において光導波層３の表面の屈折率が変化した場合、この屈折率の変化は、反射光強度の変化となって現れる。バイオセンサ２０は、検体である抗原１２の第１非特異吸着低減層４の表面に固定化した抗体１１への吸着の有無を検出する。この検出には、抗原１２の吸着によって抗体１１を含めた表面近傍の屈折率の変化によってバイオセンサ２０から染み出す近接場光の強度が変化する現象を利用する。この近接場光の強度変化の影響を受けた反射光の強度変化を、検出器２３でモニターすることによって、抗体１１への抗原１２の吸着の有無を検出することができる。第１非特異吸着低減層４の表面において、抗体１１に抗原１２が捕捉された場合に、第１非特異吸着低減層４自体又はその付近において、屈折率の変化が生じるようにしておく。入射する光の波長は、この屈折率に変化が生じる波長領域内に設定する。このような設定によって、抗原１２の吸着があると急激な反射光強度の変化が得られる。よって、光学デバイス１０においては、カルボキシル基（特定官能基）の量が適切な量に制御され、余分なカルボキシル基の存在が低減されていることからそれらへの夾雑物の非特異吸着が低減されている。このため、バイオセンサ２０はノイズが低減した状態で、抗原１２を高感度に検出することが可能となる。
　図４は、従来の光学デバイスを示す断面図である。図中、図１及び図２と同一部分は同一符号を付して詳細な説明を省略する。図４に示すように、基板１上に反射層２が形成され、反射層２上に、近接場光が伝搬する光導波層３が形成されている。光導波層３の表面には特定官能基として機能するシラノール基が出ており、抗体１１をシラノール基に固定化する処理を行った後にも、多数のシラノール基が残存している。従って、この光学デバイスを用いて図３のようなバイオセンサを構成した場合は、抗原１２を検出する際に、抗原１２が抗体１１に相互作用するとともに、夾雑物１３もシラノール基に非特異的に吸着する。従って、抗体１１に抗原１２が相互作用したことによる光学デバイス表面での近接場光強度の変化を検出する際にノイズが生じ、抗原１２の存在を高感度に検出することができない。
　光導波層３の表面には、シラノール基が出ている。本開示の実施形態１によれば、光導波層３を第１非特異吸着低減層４で覆うことによって、表面に出ている不要なシラノール基を低減しているので、シラノール基に抗体１１以外の夾雑物等が非特異吸着することが低減される。
　酸化しやすいシリコン系材料を含む光導波層３の表面に安定な第１非特異吸着低減層４を形成することによって、光学デバイス１０の表面に抗体１１を固定化するまで表面の変化を低減することができる。上述したように、抗体１１の固定化に要するだけの量のカルボキシル基（特定官能基）を第１非特異吸着低減層４の表面に形成した後に、抗体１１を固定化することで、抗体１１の固定化量の制御と夾雑物の非特異吸着の低減とを容易に実現できる。抗体１１を固定化後の第１非特異吸着低減層４の表面は安定しており、光学デバイス１０の保管時に表面が変化することが低減される。
　実施形態１においては、捕捉体として抗体１１を光学デバイス１０の表面に固定化する場合につき説明したが、これに限定されるものではない。捕捉体として核酸等を固定化してもよい。また、抗体１１（捕捉体）が認識する抗原１２（検体）は、特に限定されず、どのような種類の蛋白質であってもよい。また、第１非特異吸着低減層４の表面に特定官能基としてカルボキシル基を形成する場合につき説明したが、これに限定されるものではない。他の官能基を第１非特異吸着低減層４の表面に形成することにしてもよい。
　［実施形態２］
　図５は、本開示の実施形態２に係る光学デバイス３０の断面図である。光学デバイス３０は、基板１と、反射層２と、光導波層３と、第２非特異吸着低減層５と、を備える。
　＜基板＞
　基板１は検出に用いる光が透過する。基板１の材料としては、ガラス、樹脂、セラミックス、絶縁物等の透光性の誘電体材料、又は、ＩＴＯ等の透光性の導電体材料が挙げられる。基板１は、光源波長が例えば６３２．８ｎｍである場合、屈折率が１．４以上１．６５以下であってもよい。
　＜反射層＞
　反射層２は、基板１上に位置する。反射層２の材料としては、実施形態１と同一の、化学的且つ物理的に安定な金属の薄膜、半導体の薄膜が使用可能である。反射層２は、光源波長が例えば６３２．８ｎｍである場合、屈折率が３．８以上４．５以下であってもよい。
　＜光導波層＞
　光導波層３は、反射層２上に位置し、反射層２を透過した透過光又は反射層２から染み出した近接場光が伝搬する。光導波層３は、半導体材料の酸化物、半導体材料の窒化物、半導体材料の炭化物等を主成分として形成されている。光導波層３の材料として、具体的には、ＳｉＯ２、ＳｉＮｘ、ＳｉＯＮ、ＳｉＣ等が挙げられる。光導波層３がこれらの材料で形成されている場合は、光導波層３の表面に特定官能基として機能するシラノール基が出ている。この光導波層３の表面に対してシランカップリング剤等を用いることにより、－ＮＨ２、－ＣＯＯＨ、－ＳＣＮ、スクシンイミド基、ビオチニル基等の特定官能基を化学修飾してもよい。光導波層３は、光源波長が例えば６３２．８ｎｍである場合、屈折率が１．４以上２．０１以下であってもよい。
　＜第２非特異吸着低減層＞
　第２非特異吸着低減層５は、光学的には透光性の物性を有しており、光導波層３の表面を、その一部を露出させるように覆う。第２非特異吸着低減層５は、化学的及び物理的に不活性である。これにより、第２非特異吸着低減層５によって覆われた光導波層３の部分（光導波層３の上に位置する第２非特異吸着低減層５の表面）は、夾雑物の非特異的吸着が起こりにくい。この第２非特異吸着低減層５の膜厚は、光学デバイス３０の表面における夾雑物の非特異的吸着を低減するとともに近接場光による検出への影響を低減する観点から、１～１０ｎｍ程度としてもよい。実施形態２において検体の検出に使用する近接場光は、光導波層３の上面のうち第２非特異吸着低減層５に覆われずに露出している部分で光導波層３を伝搬する透過光が全反射して、その上面から染み出す近接場光となる。又は実施形態２において検体の検出に使用する近接場光は、反射層２の上面から光導波層３に染み出して、第２非特異吸着低減層５に覆われずに露出している光導波層３の上面を超えて染み出す近接場光となる。
　第２非特異吸着低減層５の材料としては、主にＣを含んでもよい。第２非特異吸着低減層５の材料としては、例えばアモルファス状のＣ（ａ－Ｃ）及び／又はＳｉＣ（ａ－ＳｉＣ）等が挙げられる。光導波層３がＳｉＣを含む場合は、第２非特異吸着低減層５は光導波層３よりもＣリッチであるように形成して、光導波層３よりも不活性な表面を有するものとする。
　第２非特異吸着低減層５は、光導波層３の表面に、例えばバイアスＣＶＤ、ｐ－ＣＶＤ、ＰＶＤ等の成膜方法により島状から層状へと成長させる途中の状態を利用することによって形成されてもよい。
　以下、円筒状の電極と支持体を有するプラズマＣＶＤ装置を用いて、プラズマＣＶＤにより第２非特異吸着低減層５として、アモルファスＳｉＣ（ａ－ＳｉＣ）を成膜する場合について説明する。プラズマＣＶＤ装置内の支持体に光導波層３及び反射層２が積層された基板１を固定し、例えば２５０℃～３００℃の範囲に基板１を加熱し、プラズマＣＶＤ装置内を例えば１０－３Ｐａ程度まで減圧する。次に、プラズマＣＶＤ装置内に原料ガスとしてのＳｉＨ４（シラン）ガス等のＳｉを含有するガス、及びＣ２Ｈ２（アセチレン）ガス又はＣＨ４（メタン）ガス等のＣを含有するガス、並びに水素（Ｈ２）及びヘリウム（Ｈｅ）等の希釈ガスを供給する。そして、放電電極と支持体との間に例えばパルス状の直流電圧を印加する。これにより、放電電極と支持体との間にグロー放電が起こり、そのプラズマによって原料ガスの成分が分解され、原料ガスの分解成分が基板１に積層された光導波層３の表面に第２非特異吸着低減層５として堆積する。
　パルス状の直流電圧を印加するプラズマＣＶＤにおいては、基板１側が正負のいずれかの極性になるようなパルス状の直流電圧を印加してカチオンを加速させて基板１に衝突させる。その基板１に衝突するカチオンの衝撃によって光導波層３の表面の微細な凹凸をスパッタリングしながら、プラズマＣＶＤによるａ－ＳｉＣの成膜を行なう。この場合には、大きな突起状の成長が低減された均一性の高い凹凸を有する表面を備えるａ－ＳｉＣが得られる。この現象をイオンスパッタリング効果という。このようなプラズマＣＶＤ法において効率よくイオンスパッタリング効果を得るには、極性の連続的な反転を避けるような電力を印加することが必要であり、パルス状の矩形波の他には、三角波、又は極性の反転しない直流電圧が有用である。また、全ての電圧が正負いずれかの極性になるように調整された交流電圧等でもイオンスパッタリング効果と同様の効果が得られる。印加電圧の極性は、原料ガスの種類によってイオン種の密度及び堆積種の極性等から決まる成膜速度等を考慮して自由に調整できる。
　原料ガスの供給量（供給速度）、真空圧、及び投入電力等を調整することにより、第２非特異吸着低減層５を構成する膜の島状の成長の度合を調整し、第２非特異吸着低減層５による光導波層３の被覆の度合を調整することができる。光導波層３を被覆している部分の第２非特異吸着低減層５の膜厚は、例えば１～１０ｎｍである。
　図６は、光導波層３への第２非特異吸着低減層５の島状成長の様子を示す模式的な平面図である。図６の６００１、６００２、６００３と番号が大きくなるにつれて、島状成長が進行している。第２非特異吸着低減層５の膜について島状成長の状態をどの程度まで進行させるかは、光学デバイス１０の仕様に応じて適宜設定すればよい。光導波層３の表面を露出させる割合を小さくしたい場合には、島状成長の度合は６００３のように進行させてもよい。光導波層３の表面を露出させる割合を大きくしたい場合には、島状成長の度合は６００２のような状態或いは６００２と６００３との中間の状態であってもよい。
　以上の第２非特異吸着低減層５の成膜プロセスは、第１非特異吸着低減層４の成膜に関しても同様である。第１非特異吸着低減層４の成膜においては、図６の６００３の状態からさらに層状の成長へと進行させることによって、光導波層３の表面を覆う第１非特異吸着低減層４を形成することができる。
　第２非特異吸着低減層５は、光源波長が例えば６３２．８ｎｍである場合、屈折率が１．３３以上４．５以下であってもよい。
　＜固定化＞
　図７は、第２非特異吸着低減層５によって覆われていない、光導波層３が露出している部分のシラノール基（特定官能基）に抗体１１を固定化した状態を示す断面図である。以下、図７に示すように、捕捉体として例えば抗体１１がシラノール基に結合している場合について説明する。抗体１１には、検体としての抗原１２が相互作用する。
　第２非特異吸着低減層５の島状の成長を制御して、第２非特異吸着低減層５を光導波層３の表面に、光導波層３の表面が部分的に露出するように形成する。これにより、第２非特異吸着低減層５に覆われていない部分にある下地の光導波層３の表面のシラノール基はそのまま露出する。この露出したシラノール基は、特定官能基として抗体１１の固定化に利用できる。この場合には、実施形態１のようなカルボキシル化等を行わずとも、抗体１１の固定化に必要なシラノール基を残しつつ、第２非特異吸着低減層５で表面を被覆することで、被覆した部分への夾雑物等の非特異的吸着を低減できる。酸化しやすいＳｉ等を含む光導波層３の表面に、安定なＣをＣリッチの状態で含む第２非特異吸着低減層５を形成することによって、光学デバイス３０の表面に抗体１１等を固定化するまで表面の変化を低減することもできる。また、抗体１１の固定化後、光学デバイス３０の保管時に表面が変化することも低減される。
　実施形態２においては、捕捉体として抗体１１を光学デバイス３０の表面に固定化する場合につき説明したが、これに限定されるものではない。捕捉体として実施形態１と同じく核酸等を固定化してもよい。また、光導波層３の表面に形成されたシラノール基に捕捉体を固定化する場合につき説明しているが、これに限定されるものではない。実施形態１と同様の他の特定官能基を光導波層３の表面に形成することにしてもよい。
　以下、本開示の実施例につき具体的に説明するが、本開示はこの実施例に限定されるものではない。
　［実施例１］
　基板１として、波長６２５ｎｍの光に対する屈折率が１．４５７であり、厚みが１ｍｍのガラス基板を用いた。基板１上にａ－Ｓｉを用い、波長６２５ｎｍの光に対する屈折率が３．８８９であり、厚みが２００ｎｍの反射層２を形成した。反射層２上に、ＳｉＯ２を用い、波長６２５ｎｍの光に対する屈折率が１．４５７であり、厚みが３５０ｎｍの光導波層３を形成した。光導波層３上に、ａ－Ｃを用い、波長６２５ｎｍの光に対する屈折率が４であり、厚みが１ｎｍの第１非特異吸着低減層４を形成し、図１に示す構成の光学デバイス１０を作製した。
　実施例１の光学デバイス１０は、最表面に第１非特異吸着低減層４を有するので、捕捉体の固定化前、及び固定化後ともに、表面が安定し、表面が変化することが低減している。また、捕捉体の固定化に必要な量のカルボキシル基を特定官能基として第１非特異吸着低減層４の表面に形成することで、カルボキシル基は捕捉体の固定化のみに使用され、光学デバイス１０の表面に夾雑物等が非特異吸着することを低減している。
　［実施例２］
　基板１として、波長６２５ｎｍの光に対する屈折率が１．４５７であり、厚みが１ｍｍのガラス基板を用いた。基板１上にａ－Ｓｉを用い、波長６２５ｎｍの光に対する屈折率が３．８８９であり、厚みが２００ｎｍの反射層２を形成した。反射層２上に、ＳｉＯ２を用い、波長６２５ｎｍの光に対する屈折率が１．４５７であり、厚みが３５０ｎｍの光導波層３を形成した。光導波層３上に、ａ－Ｃを用い、島状成長させることにより、波長６２５ｎｍの光に対する屈折率が４であり、厚みが１ｎｍの第２非特異吸着低減層５を形成し、図５に示す構成の光学デバイス３０を作製した。
　実施例２の光学デバイス３０において光導波層３の表面が第２非特異吸着低減層５に覆われた部分は、捕捉体の固定化前、及び固定化後ともに、表面が安定し、表面が変化することが低減している。捕捉体の固定化に必要な量の特定官能基としてのシラノール基を、第２非特異吸着低減層５に覆われていない光導波層３の表面において露出させる。これにより、シラノール基は捕捉体の固定化のみに使用され、光学デバイス１０の表面に夾雑物等が非特異吸着することを低減している。
　以上、本開示に係る発明について、諸図面及び実施形態に基づいて説明してきた。しかし、本開示に係る発明は上述した各実施形態に限定されるものではない。すなわち、本開示に係る発明は本開示で示した範囲で種々の変更が可能であり、異なる実施形態にそれぞれ開示された技術的手段を適宜組み合わせて得られる実施形態についても本開示に係る発明の技術的範囲に含まれる。つまり、当業者であれば本開示に基づき種々の変形または修正を行うことが容易であることに注意されたい。また、これらの変形または修正は本開示の範囲に含まれることに留意されたい。
　１　基板
　２　反射層
　３　光導波層
　４　第１非特異吸着低減層
　５　第２非特異吸着低減層
　１０、３０　光学デバイス
　１１　抗体
　１２　抗原
　１３　夾雑物
　２０　バイオセンサ
　２１　プリズム
　２２　光源
　２３　検出器

 

Claims (7)

  1. 　光が透過する基板と、
    　前記基板上に位置する反射層と、
    　前記反射層上に位置し、前記反射層を透過した透過光又は前記反射層から染み出した近接場光が伝搬する光導波層と、
    　前記光導波層上に位置し、検体を捕捉する捕捉体を固定化する官能基を表面に化学修飾可能な第１非特異吸着低減層と、を備える光学デバイス。
  2. 　前記第１非特異吸着低減層は、アモルファス状のＣ（ａ－Ｃ）及び／又はＳｉＣ（ａ－ＳｉＣ）を含む、請求項１に記載の光学デバイス。
  3. 　前記官能基は、前記第１非特異吸着低減層の表面に化学修飾されたシラノール基又はカルボキシル基である、請求項２に記載の光学デバイス。
  4. 　光が透過する基板と、
    　前記基板上に位置する反射層と、
    　前記反射層上に位置し、検体を捕捉する捕捉体を固定化する官能基を表面に有するとともに、前記反射層を透過した透過光又は前記反射層から染み出した近接場光が伝搬する光導波層と、
    　前記光導波層の表面を、その一部を露出させるように覆う第２非特異吸着低減層と、を備える光学デバイス。
  5. 　前記第２非特異吸着低減層は、アモルファス状のＣ（ａ－Ｃ）及び／又はＳｉＣ（ａ－ＳｉＣ）を含む、請求項４に記載の光学デバイス。
  6. 　前記第２非特異吸着低減層は、前記アモルファス状のＣ（ａ－Ｃ）及び／又はＳｉＣ（ａ－ＳｉＣ）が島状成長してなる、請求項５に記載の光学デバイス。
  7. 　請求項１から６までのいずれか１項に記載の光学デバイスと、
    　前記光学デバイスの前記基板の前記反射層が位置する面と反対側の面から、前記反射層に光を入射させる光入射機構と、
    　前記反射層の前記光導波層側の面、又は前記光導波層の前記反射層と反対側の面によって全反射の条件で反射される前記光の反射光を検出する光検出機構と、を備えるバイオセンサ。
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