专利名称：生物传感器及其制造方法,以及传感器检测系统的制作方法
技术领域：
本发明涉及生物传感器及其制造方法，以及传感器检测系统，尤其涉及
以下生物传感器及其制造方法，以及传感器检测系统:将多肽，蛋白质，核酸， 细胞等生物物质通过光固定化剂固定在透明圆棒的外周侧面的金属薄膜上， 利用表面等离子共振现象检测被测定试料的溶液成分，折射率，蛋白质，抗 体*抗原反应等。
背景技术：
所谓表面等离子共振(Surface Plasmon Resonance,以下简记为"SPR") 是一种光学物理效应。当入射光以临界角入射到介电质与金属薄膜界面时， 会产生渗透光场和表面等离子场。当改变入射光的入射角或入射波长，使渗 透光场矢量与表面等离子场矢量相匹配时，在上述介电质与金属薄膜界面上 将产生表面等离子共振。
利用上述的表面等离子共振(SPR)效应做成的传感器有透镜型SPR传感 器和光纤型SPR传感器。
关于该光纤型SPR传感器，大约90年代初，由美国华盛顿大学提出，用于 溶液成份，折射率，膜厚等的检测，具有高灵敏度且能实时检测，作为小巧且 简便的传感器引人注目。但由于未能确立与被检测目标物质的抗原或抗体反 应的物质的抗体或抗原等的生物物质在传感器的光纤芯的外周侧面上固定 化方法，即使经过十几年至现在,作为光纤型生物传感器没有实现实用化。
另一方面，作为使得抗体或抗原等的有机物质固定化在平面形状板或芯 片等基体上的方法，有物理吸附法及官能团共价键法，为人们所公知，但是， 使用上述固定化方法将抗体或抗原等的有机物质固定到光纤芯的外周侧面上,还没有成功先例。
近年，提出如下那样的光固定化方法使用具有光反应性基(P-phenylenediacrylate group)的水溶性光固定化剂，在平面形状板或芯片等 基体上固定抗体或抗原等的生物物质，由.于具有防止非特异性吸附 (nonspecific adsorption effect)的效果，不需要阻挡处理，而且与目标物 质的抗原或抗体的结合灵敏度高(例如参照专利文献1,专利文献2及专利文 献3)。
专利文献l:日本特开2006-322708号公报 专利文献2:日本特开2007-139587号公报 专利文献3:日本特开平10-282039号公报
发明内容
本发明就是为解决上述先有技术所存在的问题而提出来的，本发明的目 的在于,提供一种光纤型的生物传感器及其制造方法，以及传感器检测系统， 该生物传感器利用表面等离子共振现象，能高灵敏度地检测被测定试料的溶 液成份，折射率，蛋白质，抗体 抗原反应等。
为了实现上述目的，本发明提出以下方案
根据本发明的一实施形态，提供一种生物传感器，其特征在于
该生物传感器包括
透明圆棒；
金属反射镜，形成在上述透明圆棒的单端端面；
金属薄膜，形成在上述透明圆棒的上述单端的外周侧；
有机物质层，形成在上述外周侧面的金属薄膜上，以包含光交联剂的光
固定化剂使得被固定化物质固定化；
其中，上述透明圆棒的材料为石英系玻璃或光学系玻璃； 上述金属薄膜为多层结构，系在形成铬(Cr)膜上，形成金(Au)，或银(Ag)
或锌(Zn),或铝(Al)，或钾(K)膜。根据本发明的另一实施形态，提供一种生物传感器制造方法，其特征在
于
所述生物传感器制造方法包括 准备透明圆棒的工序；
在上述透明圆棒的单端端面形成金属反射镜的工序； 在上述透明圆棒的上述单端的外周侧面形成金属薄膜的工序； 在上述外周侧面的金属薄膜上形成有机物质层的工序，该有机物质层以
包含光交联剂的光固定化剂使得被固定化物质固定化；
其中，上述透明圆棒的材料为石英系玻璃或光学系玻璃 上述金属薄膜为多层结构,系在形成铬膜上,形成金(Au)膜，或银(Ag)膜,
或锌(Zn)膜,或铝(Al)膜，或钾(K)膜； 上述形成有机物质层的工序包括
在上述外周侧面的金属薄膜上,浸渍涂布包含上述光交联剂的光固定化 剂以及上述被固定化物质的涂布液的工序；
通过将紫外线照射在上述浸渍涂布的包含上述光交联剂的光固定化剂 以及上述被固定化物质，使其固定在上述外周侧面的金属薄膜上以形成有机 物质层的工序。
根据本发明的又一实施形态，提供一种传感器检测系统，应用表面等离 子共振现象，检测物质间相互作用，其特征在于,该传感器检测系统包括
传感器探头，设有通过表面等离子共振现象检测物质间相互作用的上述 本发明的生物传感器；
传感器探头联接器,用于联结传感器探头；
光源,将光入射到上述传感器探头；
光耦合器，将来自光源的入射光传输到上述传感器探头，并将来自传感 器探头的反射光传输到光检测器； 光检测器，检测上述反射光。
根据本发明的又一实施形态，上述光交联剂在一分子中至少具有2个光反应性基，上述光反应性基是叠氮基。上述光固定化剂是防止被固定化物质 的非特异性吸附的聚乙二醇(偏)丙烯酸酯的水溶液。
根据本发明的又一实施形态，上述被固定化物质是多肽，蛋白质，核酸， 脂质，细胞等有机物质。
按照本发明的生物传感器，生物传感器制造方法，传感器检测系统，在 透明圆棒的外周侧面的金属薄膜上，浸渍涂布包括蛋白质等有机物质以及包 含具有光反应基的光交联剂的光固定化剂的涂布液,通过照射紫外线固定， 形成有机物质层，利用表面等离子共振现象，能高灵敏度地检测被测定试料 的溶液成份，折射率，蛋白质，抗体 抗原反应等。
图1是本发明第一实施形态涉及的光纤型生物传感器的模式截面结构图。
图2是本发明第一实施形态涉及的光纤型生物传感器的放大的模式截 面结构图。
图3是适用本发明第一实施形态涉及的光纤型生物传感器的简易检测 系统的模式构成图。
图4是适用本发明第二实施形态涉及的光纤型生物传感器的简易检测 系统的模式构成，使用激光二极管LD或发光二极管LED作为光源,使用光电 二极管PD作为检测器时的模式构成图。
图5是适用本发明第三实施形态涉及的光纤型生物传感器的简易检测 系统的模式构成，使用激光二极管LD阵列或发光二极管LED阵列，使用光电 二极管PD阵列作为检测器时的模式构成图。
图6表示使用本发明第一实施形态涉及的光纤型生物传感器测定的试 料溶液A的观察结果。
图7表示使用本发明第一实施形态涉及的光纤型生物传感器测定的试 料溶液B的规察结果。图8表示使用本发明第一实施形态涉及的光纤型生物传感器测定的试
料溶液A, B的测定数据。
图9A-图9B表示传感器探头长度和共振波形曲线深度的相关关系。
图10A-图10C表示光耦合器的具体例，其中，图10A表示熔融型光纤耦
合器，图IOB表示滤波型光纤耦合器，图IOC表示波导型光纤耦合器。
符号说明如下
卜传感器探头、2-透明圆棒、2a-端面、3-金属薄膜、4-有机物质层、 4a-反应层、5a-包层、5b-涂覆层、6-传感器探头联结器、7-被检测目标物 质、10-传感器检测系统、11-光源、11a-激光二极管或发光二极管、lib-激光二极管阵列或发光二极管阵列、12-检测器、12a-光电二极管、12b-光 电二极管阵列、13-光耦合器、13a, 13b， 13c-光纤、14-被测定试料、40-金属反射镜。
具体实施例方式
下面，参照
本发明实施形态。在附图中，相同或类似部分标以相 同或类似符号。图为模式表示或示意表示。又，各附图相互之间，包含相互尺 寸关系或比率不同的部分。
又，在以下实施形态中，例示用于使得本发明技术思想具体化的装置， 虽然对构成要素，种类，组合，形状，相对配置等作了各种限定，但是，这些仅 仅是例举，本发明技术思想并不特定为以下记载内容。本发明技术思想在权 利要求范围内可以作种种变更，它们都属于本发明的保护范围。
第一实施形态
图1是本发明第一实施形态涉及的光纤型生物传感器的传感器探头1 的模式截面结构阁，图2是本发明第一实施形态涉及的光纤型生物传感器的 传感器探头1局部放大的模式截面结构图。本发明第一实施形态涉及的光纤型生物传感器如图1及图2所示，设有 透明圆棒2,形成在透明圆棒2的一端端面2a的金属反射镜40，形成在透明 圆棒2的上述一端的外周侧面的金属薄膜3,形成在外周侧面的金属薄膜3 上、包含光交联剂的光固定化剂以及被固定物质固定化的有机物质层4。
光交联剂的一分子中至少具有2个光反应性基,光反应性基可以是叠氮 (azide)基。
光固定化剂可以是用于防止被固定化物质的非特异性吸附的聚乙二醇
(偏)丙烯酸酯(polyethyleneglycol (meth) acrylate)的水溶液。
被固定化物质可以是多肽，蛋白质,核酸，脂质，细胞等有机物质。
又，透明圆棒2的材料可以使用市售石英系玻璃，BK7(商标)等光学系玻 璃，或PMMA等光学系聚合物。
关于透明圆棒外径并不作特别限定，但是，可以设为例如约m 5000 y m左右范围，较好的是，例如，约100 u m 600 ix m左右。
通过增大该透明圆棒外径，能扩展可测定的波长频带。即，若使用光纤芯 部(纤芯)作为透明圆棒时，若其外径大，NA(Numerical Aperture,以下也称 为"数字孔")变大。
本发明涉及的生物传感器，当将透明圆棒的折射率设为nl，包覆透明圆 棒的金属薄膜以外部分的包覆层的折射率设为n2时,较好的是,nl大于n2, 0. 10<[(nl)2-(n2)2]1/2<0.80。例如，nl设为1.475， n2设为1.428, [(nl"-(n2"]"2为0.37。
通过规定这种透明圆棒的折射率nl和包覆层的折射率n2之间的关系， 来自光源的入射光能封闭在透明圆棒中传输，减小传输损失。
再有，该透明圆棒的截面形状可以是例如圆形，椭圆形，矩形，正方形，多 边形等。在此,所谓圆形意味包含真圆的可实质加工制作的圆形。
又，作为用于金属薄膜3的金属，较好的是，例如,Ag， Au， Cu， Zn, Al， K, 其中，Ag, Au特别合适。
金属薄膜3通过例如真空蒸镀或喷溅，电镀等使得金属堆积在透明圆棒侧面形成。金属薄膜3的厚度只要能生成SPR就行，并不作特别限定,但是， 可以设为例如约10mn 80nm左右范围，特别好的是，约30nm 60nm左右。又， 金属薄膜3也可以由金合金，银合金，铜合金等合金构成。
但是，为了形成致密性高的金属薄膜，较好的是，通过溅射形成。通过提 高金属薄膜的致密性和均匀性，提高生物传感器的耐环境性，使得金属膜难 以剥离，能提高使用耐久性。
又，金属薄膜3为了提高与透明圆棒表面的密接性，可以例如在透明圆 棒表面上先形成极薄铬(Cr)膜，再在其上形成金(Au)膜等，形成具有多层结 构的金属膜。
在金属薄膜3的构成中，使用薄Cr膜层作为底层形成多层结构时,该Cr 膜层不利于产生等离子共振，因此，重要的是，形成极薄层。具体地说，较好的 是，该Cr膜层以0. 1 10nm范围形成，特别好的是，处于1 5nm范围。
金属反射镜40具有使得入射到透明圆棒的光反射的功能,使用至少能 确保该功能的材料。例如，可以使用Au, Ag， Al的单层结构，也可以在Ag， Al 的表面(外侧)设置Au层，成为双层结构。尤其，Ag易在空气中氧化,通过在 Ag等表面设置具有氧化稳定性的Au层，能阻止该金属反射膜的氧化。又，为 了得到稳定的反射率，该金属反射镜40形成100nm 2500nra的膜厚，较好的 是，形成为500nm以上。但是，也考虑与透明圆棒外径的关系，若过厚，担心会 发生剥落，因此,较好的是，2500nm以下。作为一例，可以在内侧形成Ag层， 在其上形成Au层，形成双层薄膜结构，金属膜厚度可以设为550nm。
形成有机物质层4的透明圆棒的长度可以适当地选择，例如，可以设为 约2 50mm左右，较好的是，约5 20mm左右。
在透明圆棒2中，形成有机物质层的区域是使得被固定物质固定化的区 域,若其长度过短,则传感器灵敏度变差。相反,若其长度过长，则作业时或使 用时易发生折损等问题，且检测时使用试料量也多。
阁9A和图9B表示形成该有机物质层区域，即覆盖金属薄膜的区域(传感 器探头部)的长度(即传感器探头长度)和共振波形曲线裸度的相关关系。由图9A和图犯可知，光纤型生物传感器的传感器探头部的长度越长，反射光的 衰减量越大,测定结果的SPR共振波形曲线越陡(即，"传感器探头长度-共振 波形曲线深度"相关关系图中，共振波形曲线深度越深)。在图9A中，右侧所 列各长度lmra, 2mm，……9mm， 10ram表示传感器探头长度。另一方面，若该 传感器探头部的长度为5mm以上，尤其成为10mm以上,共振波形的变化量(即， "传感器探头长度-共振波形曲线深度"相关关系图中曲线深度变化量)钝化， 产生上述过长带来的问题。因此，在光纤型生物传感器中，为了既确保检测性 能，又避免使用上问题，较好的是，形成该有机物质层4的透明圆棒长度约 5 20mm，更好的是，8 13mm左右。
被固定化物质若是由与所定的被检测物7相互作用的反应物质构成的 反应层4a，不作特别限定。作为反应物质，有例如各种抗原,抗体,蛋白质,糖 类等有机物质。
作为有机物质使用的抗原或抗体，有例如成为过敏原因的抗原或抗体， 这种场合,可以使用例如壁虱，杉树花粉，猪草花粉，白桦花粉，艾蒿花粉等的 抗原或识别上述抗原的抗体等。
作为有机物质使用的抗原或抗体,有例如检测加工食品的残留农药或残 留抗生物质等的抗原或抗体等，这种场合，可以使用例如养殖鱼类或鳗鱼等 体内残留抗生物质，食品或蔬菜的残留农药等的抗原或识别上述抗原的抗体 等。
作为有机物质使用的抗原或抗体，有例如成为食物中毒或传染病原因的 病毒或病原菌等的抗原或抗体，这种场合，可以使用例如成为食物中毒原因 的0157或大肠菌，流感病原菌等的抗原或识别上述抗原的抗体等。
包含在光交联剂中的光反应性基是例如通过光照射释放游离基的官能 团，通过该游离基形成与氨基或羧基等官能团，或构成有机化合物的碳原子 的结合6作为这种光反应性基》只要是通过光照射引起水溶性聚合物和有机 物质或金属薄膜3的结合，并不作特别限定。作为光反应性基可以列举例如 叠氮基，更具体她说，可以列举叠氮基苯基(phenyiazide),乙酰基，苯甲酰基等，特别理想的是叠氮基苯基。
使用具有光反应性基的水溶性聚合物，将有机物质固定在金属薄膜3上 时，随着照射紫外线开始游离基反应，能固定有机物质，因此，具有不需要特 别限定作为对象的有机物质(载置在被固定化物质上的由反应物质构成的反 应层4a)的种类的优点。
又，形成以光固定化剂固定被固定化物质的有机物质层时，也可以根据 需要在硫羟(thiol)处理的金属薄膜上，形成水溶性聚合物层，该水溶性聚合 物层具有防止向被固定化物质及/或与被固定化物质产生特异反应的物质的 基体表面的非特异性吸附的效果，并在该水溶性聚合物层上涂布被固定化物 质和在一分子中至少具有2个光反应性基的光交联剂的混合物，进行光照 射。
此外,通过使用水溶性聚合物，能防止有机物质层4中外来物质的"非特 异性吸附"。在此所说的"非特异性吸附"是指与被检测物和反应物质的结 合无关，被检测物以外的物质通过吸附、吸收、共价键或离子键，相对有机物 质层4吸附、结合的现象。该非特异性吸附对传感器选择特性带来不良影响， 希望尽可能抑制。
本发明第一实施形态涉及的光纤型生物传感器的制造方法包括准备透 明圆棒2工序，在透明圆棒2的单端端面2a上形成金属反射镜40的工序， 在透明圆棒2的单端的外周侧面上形成金属薄膜3的工序,在外周侧面的金 属薄膜3上形成有机物质层4的工序，所述有机物质层4使得包含光交联剂 的光固定化剂以及被固定化物质被固定化。
上述形成有机物质层4的工序由在透明圆棒2的外周侧面的金属薄膜3 上直接或通过硫羟层使用包括生物物质及光固定化剂的浸渍涂布液涂布的 工序，以及通过照射光使得t述浸渍涂布液固定化、形成有机物质层4的工 序构成。
在所述浸渍涂布中，将投有金属反射镜及金姨薄膜的金厲圆棒按必要的规定时间浸渍在包含有有机物质和光固定化剂的涂布液中，此后，以设定速 度从涂布液中提升到空气中，根据需要，可以多次反复上述动作，达到所定膜 厚。该浸渍涂布在常温常压下进行，此外，也可根据需要在加压或减压环境下 进行。
尤其，在本发明涉及的光纤型生物传感器中，较好的是，作为基体的透明 圆棒为棒状，且形成在金属薄膜上的有机物质层根据传感器精度，形成为 200mn以下厚度，因此，使用浸渍涂布形成该有机物质层最合适。具体地说， 使用被固定物质0.3 0.003重量％，配合该被固定物质的5%的涂布液，进行 浸渍涂布，能形成厚度为200nm以下，膜厚均一的有机物质层。例如，使用牛 血清蛋白(BSA)抗体作为被固定物质时，将该BSA 0.03重量％，光固定化剂 0. 0015重量％的水溶液作为涂布液，进行浸渍涂布，能形成厚度为200nm以下， 膜厚均一的有机物质层。
更具体地说，本发明第一实施形态涉及的光纤型生物传感器的制造方法 如下。
(a) 先准备由外径约400ym左右的石英玻璃构成的透明圆棒。透明圆棒 例如用有机溶剂等除去市售的光纤的涂覆层和包层，容易获得。
(b) 接着，通过溅射在透明圆棒端面形成厚度约500nm以上的金属反射 镜40。使用银(Ag)/金(Au)双层膜结构作为金属反射镜40。
(c) 此后，在透明圆棒侧面上通过溅射形成厚度约50mn左右的金属薄膜 3。为了均一形成该金属薄膜，较好的是，在溅射时，使得透明圆棒在溅射室内 不仅公转，而且使其自转。作为金属薄膜3既可以使用金(Au)膜单层结构， 也可以为了实现与石英玻璃的密接性,在厚度约3rnn左右的铬(Cr)膜上形成 厚度约47nm左右的金(Au)膜，形成双层结构。
(d) 接着，将具有光反应性基的水溶性聚合物0. 05重量％，作为固定化剂， 牛血清蛋白(BSA)抗体或抗原0. 1重量%，作为生物物质，溶解在纯水中，生成 光反应性溶液。
(e) 然后，将该溶液浸演錄布在形成金属薄膜3的透叫圆棒上。在此，使用叠氮基作为光反应性基场合，作为光,紫外线较好，将紫外线 (波长300nra 400nm)照射到有机物质层4上，使得BSA抗体或抗原固定在金 属薄膜3上。
又，为了进一步提高与光反应性基的反应性，可以用公知方法对金属薄 膜3表面实行硫羟处理。例如，使用lmM巯基乙醇，对金属薄膜3表面进行硫 羟处理后，浸渍在上述生成的光反应性溶液中，浸渍涂布在金属薄膜3的表 面，通过光照射固定化。
由此，能得到包含BSA抗体或抗原的光纤型生物传感器。
图3是适用本发明第一实施形态涉及的光纤型生物传感器的简易检测 系统的模式构成图。图4是适用本发明第二实施形态涉及的光纤型生物传感 器的简易检测系统的模式构成，使用激光二极管LD或发光二极管LED作为光 源，使用光电二极管PD作为检测器时的模式构成图。
图5是适用本发明第三实施形态涉及的光纤型生物传感器的简易检测 系统的模式构成，使用激光二极管LD阵列或发光二极管LED阵列作为光源， 使用光电二极管PD阵列作为检测器12时的模式构成图。
适用本发明第一实施形态涉及的光纤型生物传感器的简易检测系统如 图3所示，为应用表面等离子共振现象检测物质间相互作用的传感器检测系 统10，其设有传感器探头1,传感器探头联结器6，光源11,光耦合器13以及 光检测器12。所述传感器探头1为利用表面等离子共振现象检测物质间相 互作用的生物传感器,所述传感器探头联结器6用于联结传感器探头1，使所 述光源11的光入射到传感器探头1，所述光耦合器13将来自光源11的入射 光传输到传感器探头1,并将来自传感器探头1的反射光传输到光检测器12, 所述光检测器12用于检测反射光。
在止t^传感器探头1以浸渍在被测定试料14中的状态进行枪测。 在本发明的实饞例中，较好的是，传感體採头l的形成有机物威层的部分 以漫没在被麴定M料i4中的状态进行檢if。
14在适用本发明第二实施形态涉及的光纤型生物传感器的简易检测系统 10中，光源11如图4所示，可以由激光二极管或发光二极管lla构成，光检 测器12可以由光电二极管12a构成。
此外，在适用本发明第三实施形态涉及的光纤型生物传感器的简易检测 系统中，光源11如图5所示，可以由激光二极管阵列或发光二极管阵列lib 构成，光检测器12可以由光电二极管阵列12a构成。
作为一例，在图3中，可以使用白色光源作为光源11，光检测器12使用 小型分光器(波长350nm 1050nm)，光纤13a， 13b, 13c使用芯径约400 u m 左右的多模石英系光纤,使用传感器探头联结器6,使得传感器探头1和上述 多模石英系光纤连接，光耦合器13使用芯径约400 y m左右的多模光纤型光
都合器o
上述光耦合器13将来自光源11的入射光传输到传感器探头1，并将来 自传感器探头1的反射光传输到光检测器12，较好的是，在所定波长频域的 传输损失低。
所述光耦合器13的具体例表示在图10A-图10C中，图10A表示熔融型 光纤耦合器16，图10B表示滤波型光纤耦合器17,图10C表示波导型光纤耦 合器18。
在上述图10A-10C所示各光纤耦合器16， 17, 18中，来自光源11的入 射光通过光纤13a被导向各光纤耦合器16， 17， 18,通过光纤13c，入射到传 感器探头1。入射到传感器探头1的光在金属反射镜4反射，被导向光纤13c, 透过各光纤耦合器16, 17, 18，被导向光纤13b,传输到光检测器12。尤其， 在图10A所示熔融型光纤耦合器16中，光纤13d可以作为参照光使用。图 10B所示的滤波型光纤耦合器17可以由柱式透镜19, 20和滤波器21的组 合构成。
尤其，在本发明涉及的光纤型生物传感器中，通过使用上述那样的光纤 型光耦合器，使来自光源的光能简单且可靠地入射到透明圆棒内。S卩，不需要 在使用棱镜型光耦合器中成为必须的光的传播通道对位。通过使用适用本发明第--实施形态涉及的光纤型生物传感器的简易传 感器检测系统，不仅能检测被测定试料14的溶液成份及浓度，结合在传感器
探头1上的有机物质层4的膜厚，而且当传感器探头1上形成的由抗原或抗 体等反应物质构成的反应层4a时，所述检测目标物质7的抗体或抗原的有无， 以及免疫结合反应速度等，作为SPR共振波长的变化量，都能实时且高灵敏 度地进行观察。
此外，当被检测反应物质为一定时，光纤型生物传感器检测系统也可以 设为如图4所示那样的简易检测结构。
如图4所示,使用所定波长的激光二极管或发光二极管lla，作为光源11, 使用光电二极管等作为光检测器12。
此外，如图5所示，上述光源11的LD或LED可以使用由不同波长的至少 有二个并列结构阵列构成的激光二极管阵列或发光二极管阵列llb。这种场 合，光检测器12与所定光源波长--致，使用具有波长选择性的光电二极管阵 列12b。不管哪种简易检测结构，都能根据有无被检测反应物质及浓度，检测 光输出强度的变化量。
图6表示使用本发明第一实施形态涉及的光纤型生物传感器测定的被 测定试料14的试料溶液A的观察结果。图7表示使用本发明第一实施形态 涉及的光纤型生物传感器测定的试料溶液B的观察结果。图8表示使用本发 明第一实施形态涉及的光纤型生物传感器测定的被测定试料的试料溶液A, B 的测定数据。在此使固定在SPR传感器探头上的BSA抗原与被测定试料溶液 中的BSA抗体的结合反应时间设为15分钟。
图6曲线表示:将载置BSA抗原的光纤型生物传感器的传感器探头1浸 渍在含有BSA抗体的被测定试料的试料溶液A中场合，使用上述图3所示的 观察系统，检测到的BSA抗体，抗原的结合反应前后的SPR波长特性的一例。
如图6所示，曲线PBS一1是在结合反应前，使得传感器探头1在磷酸缓冲 溶液(PBS)中观察到的SPR波长特性，BSA—开始及BSA」5分分别表示将传感器探头1浸渍在含有BSA抗体的试料溶液A中，结合反应开始及经过15分钟 后的SPR波长特性，曲线PBS—2是在结合反应后，将提升上来的传感器探头1 在PBS缓冲溶液中清洗，再次在PBS缓冲溶液中观察到的SPR波长特性。在 本文中，在SPR波长特性中，将反射光的相对强度(相对光强度)成为最小的 波长定义为"SPR共振波长"。
在此，使用的被测定试料14的试料溶液A的BSA抗体浓度为20 ii g/ml 。 若将BSA(A)定义为曲线BSA—15分的SPR共振波长和曲线BSA_—开始的SPR 共振波长之差，将PBS (△)定义为曲线PBS 2的SPR共振波长和PBS J的SPR 共振波长之差，则如图6及图8所示，BSA(A) 二3. 42nm， PBS(A) =5. 71nra。
图7曲线表示:将载置BSA抗原的光纤型生物传感器的传感器探头1浸 渍在含有BSA抗体的被测定试料的试料溶液B中时，使用图3所示的观察系 统，检测到的BSA抗体 抗原的结合反应前后的SPR波长特性的一例。
在此，使用的被测定试料14的试料溶液B的BSA抗体浓度为40 " g/ml, 结合反应时间同样为15分钟。这种场合，如图7和图8所示，BSA(A)-3.53nm, PBS (△) = 10. 28nm。
由图6-图8可知，若使用本发明第一实施形态涉及的光纤型生物传感器 及其检测系统，即使少量的被测定试料14的试料溶液也能高灵敏度地测定 感知目标的抗原或抗体。
所观察到的因SPR共振引起的共振波长变化量BSA(A)和PBS(A)与被 测定试料14的试料溶液的BSA抗体浓度大致成比例变化，表示能精度良好地 定量地检测抗体或抗原的浓度。
使用本发明的生物传感器，生物传感器的制造方法，以及传感器检测系 统，通过将蛋白质等有机物质以及含有具有光反应性基的光交联剂的光固定 化剂浸渍涂布在透明圆棒的外周侧面上，通过照射紫外线固定化，形成有机 物质层，利用表面等离子共振现象，能高灵敏度地检测被测定试料的溶液成 份，折射率，蛋白质,抗体，抗原反应等。上面参照
了本发明的实施例，但本发明并不局限于上述实施 例。在本发明技术思想范围内可以产生各种各样的替代实施形态，实施例及 应用技术,它们都属于本发明的保护范围。
权利要求
1. 一种生物传感器，其特征在于该生物传感器包括透明圆棒；金属反射镜，形成在上述透明圆棒的单端端面；金属薄膜，形成在上述透明圆棒的上述单端的外周侧；有机物质层，形成在上述外周侧面的金属薄膜上，以包含光交联剂的光固定化剂使得被固定化物质固定化；其中，上述透明圆棒的材料为石英系玻璃或光学系玻璃；上述金属薄膜为多层结构，系在形成铬(Cr)膜上，形成金(Au)，或银(Ag)，或锌(Zn)，或铝(Al)，或钾(K)膜。
2. 如权利要求l所述的生物传感器，其特征在于 上述有机物质层通过浸渍涂布形成。
3. 如权利要求1或2所述的生物传感器，其特征在于 上述光交联剂在一分子中至少具有2个光反应性基,上述光反应性基是叠氣基。
4. 如权利要求1-3中任一个所述的生物传感器，其特征在于 上述光固定化剂是防止被固定化物质的非特异性吸附的聚乙二醇(偏)丙烯酸酯的水溶液。
5. 如权利要求l-4中任一个所述的生物传感器，其特征在于 上述被固定化物质是多肽,蛋白质,核酸,脂质，细胞等有机物质。
6. —种生物传感器制造方法，其特征在于 所述生物传感器制造方法包括 ' 准备透明圆棒的工序；在上述透明圆棒的单端端面形成金属反射镜的工序；在上述透明圆棒的上述单端的外周侧面形成金属薄膜的工序； 在上述外周侧面的金属薄膜上形成有机物质层的工序，该有机物质层以包含光交联剂的光固定化剂使得被固定化物质固定化；其中，上述透明圆棒的材料为石英系玻璃或光学系玻璃； 上述金属薄膜为多层结构，系在形成铬(Cr)膜上，形成金(Au)膜，或银(Ag)膜,或锌(Zn)膜，或铝(Al)膜，或钾(10膜; 上述形成有机物质层的工序包括在上述外周侧面的金属薄膜上,浸渍涂布包含上述光交联剂的光固定化 剂以及上述被固定化物质的涂布液的工序通过将紫外线照射在上述浸渍涂布的包含上述光交联剂的光固定化剂 以及上述被固定化物质，使其固定在上述外周侧面的金属薄膜上以形成有机 物质层的工序。
7. 如权利要求6所述的生物传感器制造方法，其特征在于 上述透明圆棒的材料为石英系玻璃或光学系玻璃,上述金属薄膜是最内层为铬膜的多层结构。
8. —种传感器检测系统，应用表面等离子共振现象，检测物质间相互作 用，其特征在于，该传感器检测系统包括传感器探头，设有通过表面等离子共振现象检测物质间相互作用的上述 权利要求1-5中任一个所述的生物传感器；传感器探头联结器，用于联结传感器探头； 光源，将光入射到上述传感器探头；光耦合器,将来自光源的入射光传输到上述传感器探头，并将来自传感 器探头的反射光传输到光检测器； 光检测器，检测上述反射光。
全文摘要
本发明提供生物传感器，生物传感器的制造方法，以及传感器检测系统，利用表面等离子共振现象，能高灵敏度地检测被测定试料的溶液成份，折射率，蛋白质，抗体·抗原反应等。该生物传感器包括透明圆棒(2)，形成在上述透明圆棒(2)的单端端面的金属反射镜(40)，形成在上述透明圆棒(2)的上述单端的外周侧的金属薄膜(3)，以及形成在上述外周侧面的金属薄膜(3)上、包含光交联剂的光固定化剂及被固定化物质被固定化的有机物质层(4)。
文档编号G01N21/41GK101424683SQ20081016985
公开日2009年5月6日 申请日期2008年9月26日 优先权日2007年10月31日
发明者东海林利男, 吴玉英 申请人:株式会社精工技研