传感器基板及其制造方法与流程

本公开涉及用于检测试样中的被检测物质(例如病毒)的传感器基板及其制造方法。

背景技术：

作为检测病毒的装置，在医院中使用利用免疫色谱法的密度测定分析装置。此外，在专利文献1中公开了压缩盘型微芯片。压缩盘型微芯片中，通过离心力向检测部输送样品液。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2014-48083号公报

技术实现要素：

发明所要解决的课题

然而，通过上述的压缩盘型微芯片，难以进行高灵敏度并且可靠性高的检测。

因此，本公开提供能够对低浓度的被检测物质进行高灵敏度并且可靠性高的检测的传感器基板等。

用于解决课题的方法

本公开的一方案涉及的传感器基板具备：表面具有被金属膜覆盖的多个第1微细突起的第1基板；配置在上述第1基板的上述表面上、且具有狭缝的粘合膜；以及配置在上述粘合膜上、且具有第1透孔和第2透孔的透明的第2基板，上述第1透孔和上述第2透孔各自与上述狭缝连通，上述多个第1微细突起在俯视视图下与上述狭缝重叠。

另外，它们的包括的或具体的方案可以通过系统、方法、集成电路、计算机程序或计算机可读取的cd-rom等记录介质来实现，也可以通过系统、方法、集成电路、计算机程序和记录介质的任意组合来实现。

发明的效果

根据本公开，能够对低浓度的被检测物质进行高灵敏度并且可靠性高的检测。

附图说明

图1为专利文献1中的压缩盘型宏芯片的剖面图。

图2为实施方案1涉及的检测系统的概略构成图。

图3为实施方案涉及的传感器基板的平面图。

图4为实施方案涉及的传感器基板的分解立体图。

图5为实施方案涉及的传感器基板的测定部的平面图。

图6为实施方案涉及的传感器基板的测定部的剖面图。

图7为实施方案中的金属微细结构体的部分平面图。

图8为用于说明实施方案中的接头材料的图。

图9为显示使用了实施方案涉及的传感器基板的病毒的检测方法的流程图。

图10为显示实施方案涉及的传感器基板的制造方法的流程图。

图11为显示实施例涉及的传感器基板的检测灵敏度的图。

具体实施方式

(成为本公开的基础的认知)

在上述的现有技术中，难以高灵敏度并且高可靠性地检测被检测物质。本发明人发现了其原因。以下说明该已发现的原因。

图1为专利文献1中的压缩盘型微芯片的剖面图。在专利文献1中，压缩盘型微芯片具备上侧的第一盘1004和下侧的第二盘1005。在第一盘1004和第二盘1005之间设置有检测部1016。检测部1016由设置于第一盘1004的具有透光性的凹部、和设置在第二盘1005上的透射型表面等离激元共振传感器1023构成。透射型表面等离激元共振传感器1023通过将具有进行了2维排列的球形珠1030a的珠层1030上用金属层1035覆盖而形成。

这样在第一盘1004形成有凹部。在形成凹部时，由于在第一盘1004形成损伤等而凹部的透光性降低，难以确保光检测所需要的充分的透光性。

此外，由于第一盘1004与第二盘1005的贴合使用了粘接剂，因此在制造时粘接剂容易流入透射型表面等离激元共振传感器1023上。此外，如果为了抑制粘接剂向透射型表面等离激元共振传感器1023的流入而减少粘接剂的量，则第一盘1004与第二盘1005的密合性降低。

进一步如果使用粘接剂，则需要用于将粘接剂固化的固化处理。由于在固化处理中以uv或热等某些形式将能量提供给传感器基板，因此发生被固定化于基板上的生物材料的变性。

对于用于解决这样的课题的传感器基板，基于实施方案并参照附图具体地进行说明。

另外，以下说明的实施方案均为显示包括的或具体的例子的方案。以下实施方案中显示的数值、形状、材料、构成要素、构成要素的配置位置和连接形态、步骤、步骤的顺序等是一例，并不意在限定权利要求的范围。此外，关于以下实施方案中的构成要素之中的、显示最上位概念的独立权利要求中未记载的构成要素，作为任意的构成要素进行说明。

此外，各图不一定是严格地图示。在各图中，对于实质上相同的构成附上相同符号，重复说明省略或简化。

此外，在以下实施方案中，对于被检测物质是在空气中悬浮的构成病毒的成分(以下，简称为病毒)的情况进行说明，但在本公开中被检测物质不限于此。所谓构成病毒的成分，例如为构成病毒的蛋白质或核酸等。病毒的种类没有特别限定，一般而言只要分类为病毒就可以为任何种类。此外，被检测物质也可以不是病毒。

(实施方案1)

[检测系统的概要]

图2为实施方案1涉及的检测系统的概略构成图。检测系统设置在例如人出入的房间。如图2所示，检测系统具备捕集装置100、检测装置200、和控制器300。以下，对捕集装置100、检测装置200和控制器300的详细进行说明。

[捕集装置的构成]

捕集装置100捕集空气中的可能包含病毒的微粒而混合到捕集液中。如图2所示，捕集装置100具备吸引器102、捕集液罐104、泵106、旋风分离器108、空气吸入口110、洗涤液罐116、泵114、废液罐120、和液体流路126。以下，对捕集装置100的各构成要素进行说明。

吸引器102从空气吸入口110吸入周围的气氛空气。在周围的气氛空气中悬浮的可能包含病毒的微粒与空气一起从空气吸入口110被吸入到旋风分离器108。

捕集液罐104是用于保持用于捕集空气中的病毒的捕集液的容器。

泵106将捕集液罐104内的捕集液供给到旋风分离器108。

旋风分离器108与空气吸入口110和捕集液罐104连接，将通过吸引器102从空气吸入口110被吸入的空气中的可能包含病毒的微粒、与通过泵106从捕集液罐104被供给的捕集液进行混合。旋风分离器108经由液体流路126而与检测装置200连接。混合了微粒的捕集液(以下，称为试样)从旋风分离器108经由液体流路126而被排出到检测装置200。

洗涤液罐116是用于保持用于洗涤旋风分离器108和液体流路126的洗涤液的容器。洗涤液罐116与旋风分离器108连接，洗涤液罐116内的洗涤液通过泵114而被供给到旋风分离器108。

废液罐120是用于储存不需要的液体的容器。废液罐120储存例如对旋风分离器108进行洗涤后的洗涤液等。

液体流路126是用于将从旋风分离器108被输出的试样导到检测装置200的通路。

[检测装置的构成]

接下来，对检测装置200进行说明。

检测装置200从通过捕集装置100而混合了微粒的捕集液检测病毒。如图2所示，检测装置200具备传感器基板10、导入部206、光源208、分束器210、透镜212、检测部214、和旋转单元216。以下，对检测装置200的各构成要素进行说明。

传感器基板10以与主面垂直的直线作为旋转轴11a可旋转地配置。传感器基板10在同一主面上具备设置在同一主面上的多个测定部12。在本实施方案中，传感器基板10相对于旋转轴11a具有旋转对称的形状，具体而言为盘型的基板。多个测定部12具备用于固定化抗体的固定化的金属微细结构体。传感器基板10的详细使用图2和图3在后面进行描述。

导入部206将标记化抗体和试样导入到多个测定部12。具体而言，导入部206将包含标记化抗体和试样的试样2061滴加到多个测定部12。标记化抗体是经荧光物质标记的抗体。试样是可能包含病毒的液体，在本实施方案中是从旋风分离器108被排出的捕集液。

如果试样包含病毒，则该病毒经由固定化抗体而与金属微细结构体结合。此时，病毒与经荧光物质标记的标记化抗体也结合。即，在金属微细结构体结合固定化抗体、病毒、标记化抗体和荧光物质的复合体。在该状态下如果向金属微细结构体照射光，则从与病毒间接地结合的荧光物质发出荧光，该荧光被表面等离激元增强。以下，将被表面等离激元增强后的荧光称为表面增强荧光。

光源208是向多个测定部12照射激发光的光照射部的一例。作为光源208，可以没有特别限定地利用公知的技术。可以利用例如半导体激光、气体激光等激光作为光源208。另外，光源208优选照射与病毒所包含的物质相互作用小的波长(例如400nm～2000nm)的激发光。进一步，激发光的波长优选为半导体激光可以利用的波长600nm～850nm。

分束器210从由光源208照射出的激发光中分离出在测定部12产生的表面增强荧光。具体而言，分束器210使来自光源208的激发光通过，分离在多个测定部12分别产生的表面增强荧光而导到检测部214。

透镜212将通过了分束器210的来自光源208的激发光聚光到检测区域204b。

检测部214将被分束器210导入的表面增强荧光进行分光，检查特定的波长带的光，从而输出相当于试样中的病毒的量的电信号。检测部214只要能够检测特定的波长带的光，就可以没有特别限定地利用公知的技术。例如，作为检测部214，可以利用为了将光进行分光而使特定的波长带透过的干涉滤光器、使用衍射光栅进行分光的czerny型分光器、和中阶梯光栅型分光器等。进一步，检测部214可以包含用于除去来自光源208的激发光的陷波滤波器、或阻断来自光源208的激发光并且能够使在测定部12产生的表面增强荧光透过的长通滤波器。

[控制器的构成]

控制器300控制检测系统整体的动作。具体而言，控制器300控制捕集装置100和检测装置200。

更具体而言，控制器300控制测定的开始，使吸引器102开始吸引周围的空气，并且，使泵106从捕集液罐104向旋风分离器108供给捕集液。由此，在旋风分离器108中捕集液与微粒被混合，试样从旋风分离器108被供给到检测装置200。进一步，控制器300使光源208照射光，使检测部214检查表面增强荧光。

例如，控制器300可以基于输入参数，在预先设定的条件下，控制各泵而将规定体积的试样供给到检测装置200。进一步，控制器300可以具有计时功能，生成各动作所需要的时间的信息并存储。此外，控制器300可以从检测装置200接收计测值，基于计测值和时间信息，算出在空气中悬浮的病毒的浓度的经时变化。

另外，控制器300例如通过1个以上专用的电子电路来实现。1个以上专用电子电路可以集成在1个芯片上，也可以在多个芯片上分别形成。此外，关于控制器300，也可以代替1个以上专用电子电路，通过通用的处理器(未图示)、和存储了软件程序或指令的存储器(未图示)来实现。在该情况下，在执行了软件程序或指令时，处理器作为控制器300发挥作用。

[传感器基板的构成]

这里，参照图3和图4对于传感器基板10的详细构成具体进行说明。图3为实施方案涉及的传感器基板10的平面图。图4为实施方案涉及的传感器基板10的分解立体图。

如图3所示，传感器基板10能够以穿过传感器基板10的中心并与传感器基板10的主面11e垂直的直线作为旋转轴11a旋转地配置。多个测定部12在传感器基板10的主面11e上沿传感器基板10的周向排列而配置。具体而言，多个测定部12包含排列在传感器基板10内侧的16个测定部、和排列在传感器基板10外侧的32个测定部。

此外，如图4所示，传感器基板10具备第1基板111、粘合膜112、和第2基板113。

第1基板111例如为烯烃等的树脂基板。第1基板111在表面具有多个微细突起。多个微细突起的一部分被金属膜覆盖，构成金属微细结构体121。以下，将多个微细突起之中的被金属膜覆盖的微细突起称为第1微细突起。另一方面，将多个微细突起之中的、配置在第1微细突起的周围的微细突起称为第2微细突起。金属微细结构体121沿着传感器基板10的周向而离散地配置。

粘合膜112为双面粘合膜，配置在第1基板111上。在粘合膜112中，多个狭缝122沿着传感器基板10的周向而离散地配置，通过该多个狭缝122而离散地形成多个流路。多个狭缝122各自为沿传感器基板10的径向延伸的椭圆形状的贯通孔。多个狭缝122配置在与第1基板111上的多个金属微细结构体121一对一地对应的位置。由此，在俯视视图下，各金属微细结构体121与对应的1个狭缝重叠。即，相对于多个狭缝122以一对一地配置金属微细结构体121。

粘合膜112可以包含有机硅粘合剂。由此，可以抑制残存单体向金属微细结构体121的流出。此外例如，粘合膜112可以具有依次包含有机硅粘合层、聚酰亚胺层、和有机硅粘合层的三层结构。由此，可以使粘合膜112的强度提高，并可以抑制传感器基板10的变形。另外，粘合膜112可以具有由有机硅粘合层构成的单层结构。此外，粘合膜的材料不限定于有机硅粘合剂和聚酰亚胺。

第2基板113例如为玻璃或树脂制的透明的片，配置在粘合膜112上。具体而言，作为第2基板113，可以使用聚碳酸酯基板。聚碳酸酯基板是dvd等光盘所使用的通用的材料，廉价且加工也容易。在第2基板113中，沿传感器基板10的径向排列的供给孔123和排出孔124的多个组，沿着传感器基板10的周向而离散地形成。这里，供给孔123和排出孔124各自为贯通覆盖片的圆形状的孔。在各组中，供给孔123配置在排出孔124的内侧(即旋转轴11a侧)。

另外，在第2基板113中，可以不形成用于形成流路的凹部。因此，不会因为凹部而损害第2基板113的透光性。

供给孔123和排出孔124的多个组配置在与多个狭缝122一对一地对应的位置。由此，在俯视视图下，供给孔123和排出孔124的各组配置在对应的1个流路内。即，供给孔123和排出孔124的各组与对应的1个狭缝连通。

通过这些1个金属微细结构体121、1个狭缝122、和供给孔123与排出孔124的1个组，从而构成多个测定部12的每一个。

[测定部的构成]

这里，参照图5和图6对于测定部的构成进行说明。图5为实施方案涉及的传感器基板10的测定部12的平面图。图6为实施方案涉及的传感器基板10的测定部12的剖面图。具体而言，图6为图5在vi-vi切割线的剖面图。

这里，对于多个测定部12之中的1个测定部12进行说明，但只要没有特别指明，其余的测定部12也实质上具有同一构成。

如图5和图6所示，测定部12具备金属微细结构体121、狭缝122、供给孔123、和排出孔124。

在供给孔123中，通过导入部206滴加包含标记化抗体和病毒的试样2061。从供给孔123被供给的试样2061通过由传感器基板10的旋转形成的离心力，从而经过狭缝122内的金属微细结构体121上而进入到径向的外侧(传感器基板10的周缘侧)，到达排出孔124。此时，试样2061所包含的标记化抗体和病毒的复合体与被固定化于金属微细结构体121的固定化抗体结合。

在从排出孔124排出了狭缝122内的试样2061后，洗涤金属微细结构体121。由此，未与病毒结合的剩余的标记化抗体从金属微细结构体121被排出。即，与固定化抗体结合了的结合于病毒的标记化抗体残留在金属微细结构体121内。

[金属微细结构体的构成]

接下来，参照图6和图7对于金属微细结构体121的构成进行说明。图7为实施方案中的金属微细结构体121的部分平面图。具体而言，图7为图5的区域vii的放大图。

如图6所示，在测定部12设置有用于产生表面等离激元的纳米级的金属微细结构体121。金属微细结构体121是第1基板111上的被金属膜202覆盖的区域。

第1基板111具有通过纳米压印或注射成型而在一个主面的整面形成的纳米结构体。这里，纳米结构体包含多个第1微细突起111a、和配置在多个第1微细突起111a的周围的多个第2微细突起111b。另外，微细突起不需要在第1基板111的整面形成。例如，也可以仅在第1微细突起111a的周围形成第2微细突起111b。

多个第1微细突起111a位于第1基板111的被金属膜202覆盖的区域。如图7所示，多个第1微细突起111a周期性地排列，在本实施方案中正三角格子状地排列。正三角格子也称为六角格子或p6m。另外，多个第1微细突起111a的排列不限于正三角格子，可以为例如正方格子。

多个第2微细突起111b位于第1基板111的未被金属膜202覆盖的区域，包围第1微细突起111a。多个第2微细突起111b与多个第1微细突起111a同样地周期性地排列，在本实施方案中，正三角格子状地排列。另外，多个第2微细突起111b的排列不限于正三角格子，可以为例如正方格子。

多个第1微细突起111a和多个第2微细突起111b各自具有圆柱形状。在多个第1微细突起111a和多个第2微细突起111b中，期望高度与间距的尺寸的比率为1:1～1:3。在本实施方案中，激发光的波长和荧光的波长为750nm～850nm。因此，在本实施方案中，对于多个第1微细突起111a和多个第2微细突起111b的每一个，期望例如高度为约100nm～300nm，直径为约150nm～250nm，间距为约300nm～500nm。通过满足这些条件，从而可以在750nm～850nm的波长带中产生具有共振波长的表面等离激元。另外，第1基板111的纳米结构体的形状不限定于此，多个微细突起可以代替圆柱形状而具有半球形状。

金属膜202可以通过在第1基板111使金属成膜而制作。在激发光的波长和荧光的波长为750nm～850nm的情况下，期望金属膜202的膜厚为约400nm。此外，关于被金属膜202覆盖的多个第1微细突起111a中相邻的金属突起之间的间隙的长度，期望为固定化抗体的长度、被检测物质的长度和标记化抗体的长度的总和的100％～200％。

金属膜202的材料不需要特别限定，可以为金、银、铜、或铝、或包含这些的任一金属作为主成分的合金。此外，在本实施方案中，作为金属膜202的成膜方法使用溅射。另外，金属膜202的成膜方法不需要特别限定，可以为例如电子束(eb)蒸镀或真空蒸镀。

[接头材料的构成]

这里，参照图8对于用于将固定化抗体固定化于金属微细结构体121的接头材料进行具体地说明。图8为用于说明实施方案中的接头材料203的图。

如图8所示，金属微细结构体121被接头材料203覆盖。这里，接头材料203为包含接头分子203a和非接头分子203b的自组装化单分子膜(以下，称为sam膜)。固定化抗体204经由接头分子203a而固定于金属微细结构体121。

接头分子203a在一个末端具有硫醇基，在另一个末端具有羧基。硫醇基与金属微细结构体121的表面结合。羧基与固定化抗体204通过肽键结合。

进而，接头分子203a在硫醇基与羧基之间包含碳原子数为10以上的烷基链203d、和聚乙二醇链203c。具体而言，烷基链203d与硫醇基和聚乙二醇链203c连接，聚乙二醇链203c与烷基链203d和羧基连接。

非接头分子203b在一个末端具有硫醇基，在另一个末端具有羟基。硫醇基与金属微细结构体121的表面结合。羟基由于为亲水性，因而抑制标记化抗体2063和荧光物质2064的非特异吸附。

进而，非接头分子203b在硫醇基与羟基之间包含碳原子数为10以上的烷基链203d、和聚乙二醇链203c。具体而言，烷基链203d与硫醇基和聚乙二醇链203c连接，聚乙二醇链203c与烷基链203d和羟基连接。

在本实施方案中，接头材料203所包含的接头分子203a比非接头分子203b少。

在试样2061中包含病毒(被检测物质)2062的情况下，该病毒2062与被固定于金属微细结构体121的固定化抗体204结合。病毒2062也结合有被荧光物质2064标记了的标记化抗体2063。

如果向这样的金属微细结构体121照射激发光，则从荧光物质2064发出荧光，通过在金属微细结构体121产生的表面等离激元而该荧光被增强。即，发出与病毒的量对应的表面增强荧光。

另外，固定化抗体204为与被检测物质特异性地结合的第1特异性结合物质的一例，例如为vhh抗体。标记化抗体2063为与被检测物质特异性地结合的第2特异性结合物质的一例，例如为vhh抗体。另外，固定化抗体204和标记化抗体2063不限定于vhh抗体，也可以为igg抗体。

[检测装置的动作]

参照图9对于如以上构成的检测装置200的动作进行说明。图9为显示使用了实施方案涉及的传感器基板10的病毒的检测方法的流程图。

首先，导入部206将可能包含病毒的试样2061导入到测定部12(s102)。接着，光源208向导入了试样2061的测定部12的金属微细结构体121照射激发光(s104)。检测部214计测通过激发光的照射而从荧光物质2064产生并且通过表面等离激元而被增强的荧光，从而检测试样2061中的病毒(s106)。

[传感器基板的制造方法]

接下来，参照图10对于传感器基板10的制造方法进行说明。图10为显示实施方案涉及的传感器基板10的制造方法的流程图。

首先，在第1基板111形成多个微细突起(包含第1微细突起111a和第2微细突起111b)(s202)。形成方法没有特别限定，可以使用例如纳米压印。

接着，在第1基板111上形成金属膜202(s204)。金属膜202在第1基板111上的多个微细突起上离散地形成。例如仅在与图3的测定部12对应的位置进行图案形成而形成金属膜202。

接下来，将金属微细结构体121用接头材料203覆盖(s206)。例如，通过将第1基板111浸渍于sam溶液从而仅在金属膜202的表面形成sam膜。

接下来，将固定化抗体固定化于金属微细结构体121(s208)。例如，使vhh抗体与sam膜通过肽键结合。另外，由于在未形成金属膜202的区域不形成sam膜，因此也未固定化抗体。

最后，将固定化了固定化抗体的第1基板111、粘合膜112和第2基板113贴合(s210)。此时，可以在相对于大气压为减压的环境下进行贴合。特别是，可以在0.1kpa～10kpa的环境下贴合。由此，可以抑制在传感器基板10内进入气泡。

此外，可以在具有极其高的平滑度和硬度的陶瓷台上使用隔板将第1基板111、粘合膜112和第2基板113按压从而进行贴合。隔板为周围被固定了的半挠性材料的片，具有带有圆形的形状。由此，可以抑制传感器基板10的翘曲，并且抑制在第1基板111和粘合膜112之间、以及粘合膜112和第2基板113之间进入气泡。此时，期望粘合膜112的厚度为50μm～200μm。由此，可以抑制传感器基板10的变形，同时有效地粘贴第1基板111和第2基板113。

[效果等]

如以上那样，根据本实施方案涉及的传感器基板10，在第1基板111与第2的基板113之间夹着具有狭缝122的粘合膜112。因此，可以通过粘合膜112的狭缝122而形成流路，不需要用于在第1基板111形成流路的加工。其结果能够不损害第1基板111的透光性地，进行高灵敏度检测。

此外，由于使用粘合膜，因此第1基板111与第2基板113的贴合可以不使用粘接剂。由于粘合膜与粘接剂相比流动性低，因此能够抑制向流路的流入。进而，由于粘合膜不需要固化工序，因此能够抑制固定化抗体的变性。

此外，根据本实施方案涉及的传感器基板10，可以在被金属膜202覆盖的多个第1微细突起111a的周围具有未被金属膜202覆盖的第2微细突起111b。因此，能够抑制试样从各测定部12的流路流出。被金属膜202覆盖的多个第1微细突起111a通过sam膜而被亲水化。因此，在多个第1微细突起111a上，试样易于流动。另一方面，由于未被金属膜202覆盖的多个第2微细突起111b未被sam膜覆盖，树脂材料露出，因此具有疏水性。因此，试样易于在各测定部12的流路内流动，不易流出到具有疏水性的流路外。其结果能够抑制由相邻的测定部之间引起的试样的漏液(串扰)。

此外，可以经由多个第2微细突起111b的微细间隙，实现多个第1微细突起111a内的试样的脱泡。因此，容易在多个第1微细突起111a的间隙中填充试样，能够促进抗原抗体反应。

(实施例)

以下，使用实施例更具体地说明，但这些实施例不对本公开构成任何限制。

在本实施例中，作为第1基板，使用了通过纳米压印而形成了具有多个柱(圆柱形状的微细突起)的纳米结构体的树脂基板。柱高度为200nm，柱直径为230nm，柱间距为460nm。在该树脂基板上通过溅射而将金以400nm的厚度成膜，从而制作金属微细结构体。光源向金属微细结构体照射具有785nm的波长的激发光，从荧光物质发出具有800nm的波长的荧光。对于该金属微细结构体，在650nm～850nm的波长带观察到陡峭的由等离激元共振形成的吸收峰。

将该金属微细结构体在40℃的培养箱内在sam溶液中浸渍一晚，从而在金属微细结构体上形成了sam膜。

另外，sam溶液通过以下步骤制作。首先，将羧基-eg6-十一烷硫醇、与羟基-eg3-十一烷硫醇以分别成为1mm(10^-3mol/l)的方式用乙醇进行稀释而混合。然后，通过用乙醇进行5倍稀释而制作出sam溶液。

然后，使位于sam膜的末端的羧基、与位于第1vhh抗体的末端的氨基通过edc-nhs反应而通过肽键结合，将第1vhh抗体固定化于sam膜。

将这样操作而形成的第1基板使用真空贴合装置使用双面粘合膜与第2基板贴合。

在其中使混合了作为被检测物质的流感病毒的核蛋白(np)、和用有机色素进行了荧光标记的第2vhh抗体的溶液从供给孔向排出孔流动。此时，将np浓度切换为0、1、10、100、1000pm，将证实了传感器基板的检测灵敏度的数据示于图11中。

如图11所示，在本实施例中，由于pl强度观察到np浓度依赖性，因此可以确认在传感器基板内进行抗原抗体反应。此外，能够检测作为极其低浓度的np1pm，可以证实能够进行高灵敏度检测。在现有技术中只能检测到500mm，与现有技术相比为5×10¹¹的高灵敏度。此外该灵敏度是能够检测极其低浓度的空气中的病毒浓度的值。

(其它实施方案)

以上，基于实施方案对于本公开的1个或多个方案涉及的传感器基板进行了说明，但本公开不限定于该实施方案。只要不超出本公开的宗旨，在本实施方案中实施本领域技术人员想到的各种变形而得的方案也可以包含于本公开的1个或多个方案的范围内。

例如，在上述实施方案中，传感器基板为圆板，但不限定于此。例如，传感器基板可以为多边形板(例如矩形板)或椭圆板。在该情况下，测定部可以矩阵状地排列。

另外，在上述实施方案中，传感器基板具有多个测定部，但不限定于此。例如，传感器基板可以仅具有1个测定部。

另外，在上述实施方案中，在第1基板的表面的整体形成了微细突起，但也可以仅形成第1微细突起。即，可以不在第1微细突起的周围形成第2微细突起。

产业可利用性

本公开涉及的传感器基板可以在为了减少病毒对在房间停留的人的感染风险，而高灵敏度地检测房间的空气中的悬浮的病毒浓度的检测系统中利用。

符号的说明

10传感器基板

11a旋转轴

11e主面

12测定部

100捕集装置

102吸引器

104捕集液罐

106、114泵

108旋风分离器

110空气吸入口

111第1基板

111a第1微细突起

111b第2微细突起

112粘合膜

113第2基板

116洗涤液罐

120废液罐

121金属微细结构体

122狭缝

123供给孔

124排出孔

126液体流路

200检测装置

202金属膜

203接头材料

203a接头分子

203b非接头分子

203c聚乙二醇链

203d烷基链

204固定化抗体

206导入部

208光源

210分束器

212透镜

214检测部

216旋转单元

300控制器

2061试样

2062病毒

2063标记化抗体

2064荧光物质