JP2005037403A - Optical waveguide type glucose sensor - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、グルコースセンサに関し、特に血液等の溶液中のグルコース濃度を測定するための光導波路型グルコースセンサに係わる。 The present invention relates to a glucose sensor, and more particularly to an optical waveguide glucose sensor for measuring a glucose concentration in a solution such as blood.
平面光導波路型グルコースセンサは、基板表面に光が入射、放出される一対のグレーティングを形成し、これらグレーティング間に位置する基板表面に単一の光導波路層を形成し、さらにこの光導波路層上に分子認識機能および情報変換機能を有する膜を形成した構造を有する（例えば、特許文献1参照。）。 A planar optical waveguide type glucose sensor forms a pair of gratings where light enters and exits the substrate surface, forms a single optical waveguide layer on the substrate surface located between the gratings, and further on the optical waveguide layer. In which a film having a molecular recognition function and an information conversion function is formed (see, for example, Patent Document 1).
このような構造のグルコースセンサにおいて、検体から抽出した血液等に含まれる生体分子を分子認識機能および情報交換機能を有する膜に接触した状態でレーザ光のような光をグレーティングを通して光導波路層に入射させ、エバネッセント波を発生させ、光導波路層上の膜による血液等に含まれる生体分子との反応に起因するエバネッセント波の変化量をグレーティングから放出される光を受光する受光素子により検出して、血液等に含まれる生体分子を分析する。 In a glucose sensor with such a structure, light such as laser light is incident on the optical waveguide layer through the grating in a state in which biomolecules contained in blood extracted from the specimen are in contact with a film having a molecular recognition function and an information exchange function. The evanescent wave is generated, and the amount of change of the evanescent wave caused by the reaction with the biomolecule contained in the blood or the like by the film on the optical waveguide layer is detected by the light receiving element that receives the light emitted from the grating, Analyzes biomolecules contained in blood and the like.
しかしながら、従来のグルコースセンサは光導波路層が単層で、ここで発生するエバネッセント波の変化量の検出には感度的に限界があり、また光導波路層上の膜構造から検体から抽出した血液等に含まれる極微量の生体分子分析には不向きであるという問題があった。
本発明は、検体から抽出した、例えば体液中の極微量のグルコースを好感度かつ高精度で分析することが可能な光導波路型グルコースセンサを提供しようとする。 An object of the present invention is to provide an optical waveguide glucose sensor capable of analyzing a very small amount of glucose extracted from a specimen, for example, in a body fluid with good sensitivity and high accuracy.
上記目的を達成するために本発明の第1の特徴は、（イ）基板と、（ロ）基板表面に形成された第１光導波路層と、（ハ）第１光導波路層の両端部付近表面にそれぞれ形成された１対のグレーティングと、（ニ）１対のグレーティングの間に位置する第１光導波路層上に形成され、第１光導波路層より高屈折率を有する第２光導波路層と、（ホ）第２光導波路層上に形成された酵素および発色試薬を含む機能層と、（ヘ）グレーティングを含む第１光導波路層上に、機能層が露出するようにさらに形成され、第１光導波路層に比べて低屈折率を有する保護膜とを備える光導波路型グルコースセンサであることを要旨とする。 In order to achieve the above object, the first feature of the present invention is that (a) a substrate, (b) a first optical waveguide layer formed on the substrate surface, and (c) near both ends of the first optical waveguide layer. A pair of gratings respectively formed on the surface; and (d) a second optical waveguide layer formed on the first optical waveguide layer positioned between the pair of gratings and having a higher refractive index than the first optical waveguide layer. And (e) a functional layer containing an enzyme and a coloring reagent formed on the second optical waveguide layer, and (f) a first optical waveguide layer containing a grating, and further formed so that the functional layer is exposed, The gist of the present invention is an optical waveguide glucose sensor including a protective film having a lower refractive index than that of the first optical waveguide layer.
本発明の第2の特徴は、（イ）基板と、（ロ）基板表面に形成された第１光導波路層と、（ハ）第１光導波路層の両端部付近表面にそれぞれ形成された１対のグレーティングと、（ニ）１対のグレーティングの間に位置する第１光導波路層上に形成され、第１光導波路層より高屈折率を有する第２光導波路層と、（ホ）第２光導波路層上に形成された発色試薬を含む発色試薬固定化層と、（ヘ）発色試薬固定化層上に形成された酵素を含む酵素固定化層とを備える光導波路型グルコースセンサであることを要旨とする。 The second feature of the present invention is that (a) the substrate, (b) the first optical waveguide layer formed on the surface of the substrate, and (c) 1 formed on the surface near both ends of the first optical waveguide layer. A pair of gratings; (d) a second optical waveguide layer formed on the first optical waveguide layer located between the pair of gratings and having a higher refractive index than the first optical waveguide layer; An optical waveguide glucose sensor comprising a coloring reagent immobilization layer containing a coloring reagent formed on the optical waveguide layer, and (f) an enzyme immobilization layer containing an enzyme formed on the coloring reagent immobilization layer. Is the gist.
本発明の第3の特徴は、（イ）基板と、（ロ）基板表面に形成された第１光導波路層と、（ハ）第１光導波路層の両端部付近表面にそれぞれ形成された１対のグレーティングと、（ニ）１対のグレーティングの間に位置する第１光導波路層上に形成され、第１光導波路層より高屈折率を有する第２光導波路層と、（ホ）第２光導波路層上に形成された発色試薬を含む発色試薬固定化層と、（ヘ）発色試薬固定化層上に形成された酵素と触媒を含む酵素触媒固定化層とを備える光導波路型グルコースセンサであることを要旨とする。 The third feature of the present invention is that (a) the substrate, (b) the first optical waveguide layer formed on the surface of the substrate, and (c) 1 formed on the surface near both ends of the first optical waveguide layer. A pair of gratings; (d) a second optical waveguide layer formed on the first optical waveguide layer located between the pair of gratings and having a higher refractive index than the first optical waveguide layer; An optical waveguide glucose sensor comprising: a coloring reagent immobilization layer containing a coloring reagent formed on an optical waveguide layer; and (f) an enzyme catalyst immobilization layer containing an enzyme and a catalyst formed on the coloring reagent immobilization layer. It is a summary.
本発明によれば、検体から抽出される、例えば体液中の極微量のグルコースを高感度かつ高精度で分析することが可能な光導波路型グルコースセンサを提供可能である。 According to the present invention, it is possible to provide an optical waveguide glucose sensor capable of analyzing, for example, a very small amount of glucose extracted from a specimen with high sensitivity and high accuracy.
次に、図面を参照して、本発明の第１から第９の実施の形態を説明する。以下の図面の記載において、同一または類似の部分には同一または類似の符号を付している。ただし、図面は模式的なものであることに留意すべきである。 Next, first to ninth embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. In the following description of the drawings, the same or similar parts are denoted by the same or similar reference numerals. However, it should be noted that the drawings are schematic.
（第１の実施の形態）
本発明の第１の実施の形態に係る光導波路型グルコースセンサでは、図１に示すように、例えばガラスからなる基板１と、その表面に基板１より高屈折率の第１光導波路層２が形成されている。また、１対のグレーティング（回折格子）３は、第１光導波路層２より高い屈折率を有し、第１光導波路層２の両端部付近表面にそれぞれ形成されている。さらに、外周が傾斜した形状の第２光導波路層４は、第１光導波路層２より高い屈折率を有し、１対のグレーティング３の間に位置する第１光導波路層２上に形成されている。
(First embodiment)
In the optical waveguide glucose sensor according to the first embodiment of the present invention, as shown in FIG. 1, a
保護膜５は、グレーティング３に比べて低屈折率を有し、１対のグレーティング３を含む第１光導波路層２上に形成されている。第２光導波路層４上面に対応する保護膜５部分には、矩形状の開口部６が設けられている。例えば液晶表示装置に用いられるブラックマトリクス（顔料入りレジスト）から作られた迷光トラッピング層７は、保護膜５の表面（開口部６の内面を除く）に形成されている。
The
なお、基板１の屈折率をη1、第１光導波路層２の屈折率をη2、１対のグレーティング３の屈折率をη3、第２光導波路層４の屈折率をη4および保護膜５の屈折率をη5、とすると、それらの屈折率の大小関係は、η4≧η3＞η2＞η1＞η5となる。
The refractive index of the
酵素および発色試薬を含む機能層８は、開口部６から露出した第２光導波路層４表面部分に形成されている。例えば含水ゲルから作られる多孔質膜９は、開口部６から露出した機能層８上に形成されている。電界（例えばパルス状電界）が印加されるメッシュ状導電性薄膜１０は、多孔質膜９上に配置されている。第１光導波路層２は、例えばカリウム、ナトリウム等の元素をガラス成分とイオン交換することにより形成される。１対のグレーティング３は、例えば酸化チタン、酸化亜鉛、ニオブ酸リチウム、ガリウム砒素（ＧａＡｓ）、インジウム錫酸化物（ＩＴＯ）、ポリイミド、酸化タンタル（Ｔａ２Ｏ５）により作られる。第２光導波路層４は、例えば酸化チタン、酸化亜鉛、ニオブ酸リチウム、ＧａＡｓ、ＩＴＯ、ポリイミド、Ｔａ２Ｏ５により作られる。保護膜５は、例えばフッ素樹脂から作られる。ここで、機能層８に含有される酵素としては、例えば酸化酵素としてグルコースオキシダーゼ、酸化還元酵素としてペルオキシダーゼ、そしてα−Ｄ−グルコースをβ−Ｄ−グルコースに転換するためのムタロターゼ等を用いることができ。一方、機能層８に含有される発色試薬としては、例えばＮ，Ｎ−ビス（２−ヒドロキシ−３−サルフォプロピル）トリジンジカリウム塩や、３，３’，５，５’−テトラメチルベンジリデン等を用いることができる。
The
機能層８としては、例えば、
１）酵素および発色色素を架橋高分子で固定化した構造のもの；
２）酵素を色素の発色機能を発現する分子構造を持つ脂質分子で固定化した構造のもの
等を挙げることができる。
As the
1) A structure in which an enzyme and a coloring dye are immobilized with a crosslinked polymer;
2) A structure in which an enzyme is immobilized with a lipid molecule having a molecular structure that expresses a coloring function of a pigment.
１）の機能層８で用いられる架橋高分子としては、例えば光架橋性ポリビニルアルコールのような水素結合性の官能基を含む高分子を挙げることができる。２）の機能層８で用いられる色素の発色機能を発現する分子構造を持つ脂質分子としては、例えば下記式(1)に示す構造式のものを挙げることができる。
メッシュ状導電性薄膜１０は、例えばチタン薄膜等から作られる。
The mesh conductive
次に、前述した光導波路型グルコースセンサの製造方法の一例を図２、図３を参照して説明する。 Next, an example of a method for manufacturing the above-described optical waveguide glucose sensor will be described with reference to FIGS.
（イ）まず、図２の（ａ）に示すように、例えばホウケイ酸ガラスからなる基板１の表面を例えば３８０〜４００℃の硝酸カリウム溶液塩のようなイオン交換溶液に浸漬してカリウム、ナトリウム等の高屈折率元素をイオン交換することにより第１光導波路層２を形成する。その後、この第１光導波路層２上に例えば酸化チタン、酸化亜鉛、ニオブ酸リチウム、ＧａＡｓのような第１光導波路層２より屈折率の高い材料の層１１を、化学蒸着（ＣＶＤ）法等により形成する。
(A) First, as shown in FIG. 2A, the surface of the
（ロ）次いで、図２の（ｂ）に示すように第１光導波路層２より屈折率の高い材料の層１１をフォトエッチング技術でパターニングすることにより第１光導波路層２の中央付近に外周が傾斜した形状の第２光導波路層４を形成する。
(B) Next, as shown in FIG. 2B, the outer periphery of the first
（ハ）つづいて、再度（イ）と同様に、全面に例えば酸化チタン、酸化亜鉛、ニオブ酸リチウム、ＧａＡｓのような第１光導波路層２より屈折率の高い材料の層を例えばＣＶＤ法等により形成する。その後、この層をフォトエッチング技術でパターニングすることにより図２の（ｃ）に示すように第１光導波路層２の両端部付近表面上に１対のグレーティング３を形成する。
(C) Subsequently, as in (a) again, a layer of a material having a higher refractive index than the first
（ニ）次いで、１対のグレーティング３および第２光導波路層４を含む第１光導波路層２上に、例えば感光性フッ素系樹脂のようなグレーティング３に比べて低屈折率を有する材料の被膜を塗布する。つづいて、この被膜に露光、現像処理を施すことにより図２の（ｄ）に示すように第２光導波路層４の表面に対応する箇所に矩形状の開口部６を有する感光性フッ素系樹脂からなる保護膜５を形成する。
(D) Next, on the first
（ホ）次に、図３の（ｅ）に示すように保護膜５の表面（開口部６の内面を除く）に例えば液晶表示装置に用いられるブラックマトリックスからなる迷光トラッピング層７をＣＶＤ法や真空蒸着により形成する。
(E) Next, as shown in FIG. 3E, a stray
（ヘ）さらに、図３の（ｆ）に示すように保護膜５の開口部６から露出した第２光導波路層４表面部分に酵素および発色色素を有する機能層８を形成する。具体的には、
１）酵素および発色色素を溶媒の存在下で架橋性の高分子（例えば光可溶性のポリビニルアルコール）と混合し、この溶液を保護膜５の開口部６から露出した第２光導波路層４表面部分にインクジェットまたはスピンコートにより塗布した後、光照射により光架橋性のポリビニルアルコールを架橋する；
２）酵素を色素の発色機能を発現する分子構造を持つ脂質分子の溶液を保護膜５の開口部６から露出した第２光導波路層４表面部分にインクジェットまたはスピンコートにより塗布した後、乾燥させる
等の方法により酵素および発色色素を有する機能層８を形成する。
(F) Furthermore, as shown in FIG. 3F, a
1) The surface portion of the second
2) Apply a solution of a lipid molecule having a molecular structure that expresses the coloring function of the dye to the surface portion of the second
（ト）次いで、保護膜５の開口部６から露出した機能層８上に、例えば有機モノマー、光反応開始剤およびデカン酸メチルのような貧溶媒を含む溶液を塗布、乾燥し、光重合させた後、洗浄処理することにより図３の（ｇ）に示すように多孔質膜９を形成する。この後、電界（例えばパルス状の電界）が印加されるメッシュ状導電性薄膜１０を多孔質膜９上に配置することにより前述した図１に示す光導波路型グルコースセンサを製造する。
(G) Next, on the
次に図４を用いて検体１００のグルコースの測定方法について説明する。図４に示すように、電源１０２の陰極をメッシュ状導電性薄膜１０に配線し、電源１０２の陽極に電極板１０１を配線する。そして図１に示す光導波路型グルコースセンサの酵素および発色試薬を含む機能層８に設けられた多孔質膜９側に検体１００、例えば人体の皮膚の一部を接触させ、さらに検体１００の別の部位に電極板１０１を接触させる。ここで、この多孔質膜９の上部に配置されたメッシュ状導電性薄膜１０と電極板１０１の間に電源１０２から所望の電界（例えばパルス状電界）を印加すると、検体１００からグルコースを含む体液が多孔質膜９を通して機能層８に効率よく抽出される、いわゆる微浸襲作用がなされる。この体液中のグルコースは、機能層８でグルコースオキシダーゼ（ＧＯＤ）等との酸化酵素反応により過酸化水素（Ｈ２Ｏ２）を発生させ、さらに過酸化水素からペルオキシダーゼ（ＰＯＤ）等との酸化還元酵素反応によりラジカル酸素原子（Ｏ＊）が生成される。このラジカル酸素原子により発色試薬を発色させる。この反応を模式すると(2)、(3)、(4)のようになる：
グルコース ＋ 酸化酵素（ＧＯＤ等）→ Ｈ２Ｏ２ ・・・・・(2)
Ｈ２Ｏ２ ＋ 酸化還元酵素（ＰＯＤ等）→ Ｏ＊ ・・・・・(3)
Ｏ＊ ＋ 発色試薬 → 発色 ・・・・・(4)
このような状態で、図１に示すように光源２１（例えば波長６５０ｎｍの半導体レーザ）および受光素子２２をそれぞれグルコースセンサの基板１の裏面左側および右側に配置する。そして光源２１からレーザ光を偏光フィルタ２３を通してグルコースセンサの基板１裏面側に入射する。そのレーザ光は基板１を通してグレーティング３と第１光導波路層２の界面で屈折されて、その第１光導波路層２を伝播される。第１光導波路層２を伝播されるレーザ光は、この第１光導波路層２より高屈折率の第２光導波路層４との界面で２つのモード（ＴＭモード、ＴＥモード）に分割され、ＴＭモードレーザ光は第１光導波路層２を、ＴＥモードレーザ光は第２光導波路層４を伝播する。このとき、機能層８における発色試薬の発色に基づく変化（例えば吸光度変化）によりこの機能層８直下の第２光導波路層４を伝播する光の強度が変化する。第１光導波路層２と第２光導波路層４を伝播した光は、受光素子２２側端付近において第１光導波路層２と第２光導波路層４の界面で再び結合、干渉するため、第２光導波路層４を伝播する光の強度変化を増幅できる。その結果、機能層８における検体１００（人体の皮膚下）のグルコースと酵素の反応による発色試薬の発色に基づく第２光導波路層４を伝播する光の極微な変化も、偏光フィルタ２４を通して受光素子２２で検出することが可能になる。
Next, a method for measuring glucose in the
Glucose + oxidase (GOD, etc.) → H2O2 (2)
H2O2 + oxidoreductase (POD etc.) → O * (3)
O * + color reagent → color development (4)
In such a state, as shown in FIG. 1, the light source 21 (for example, a semiconductor laser having a wavelength of 650 nm) and the
したがって、図１に示す構造の第１の実施の形態の光導波路型グルコースセンサによれば、酵素および発色試薬を含む機能層８の上部にメッシュ状導電性薄膜１０を配置し、図４に示した電源配線により、メッシュ状導電性薄膜１０と電極板１０１の間に電源１０２から所望の電界（例えばパルス状電界）を印加することにより、検体１００からグルコース（例えば人体の皮膚下のグルコースを含む体液）を機能層８に効率よく抽出する、いわゆる微浸襲作用を図ることができる。さらに光導波路を第１光導波路層２と第２光導波路層４により構成することで、機能層８における検体１００（人体の皮膚下）から抽出されたグルコースと酵素の反応による発色試薬の発色に基づく第２光導波路層４を伝播する光の極微な変化を、第１光導波路層２と第２光導波路層４の界面で検出できるため、抽出された体液中の極微量のグルコースを高感度で分析することができる。
Therefore, according to the optical waveguide glucose sensor of the first embodiment having the structure shown in FIG. 1, the mesh-like conductive
また、図１に示すように１対のグレーティング３を含む第１光導波路層２上に保護膜５を形成することによって、第１光導波路層２および１対のグレーティング３に外部圧力が直接加わるのを防止できる。このため、第１光導波路層２およびグレーティング３に外部圧力が直接加わることに伴う部材の屈折率変化によって、その第１光導波路層２を伝播する光が外部に漏れるのを防止できる。しかも、保護膜５を第１光導波路層２に比べて低屈折率材料で形成することによって、その第１光導波路層２を伝播する光を第１光導波路層２と保護膜５との界面で効果的に全反射させて第１光導波路層２内に封じ込めることができるため、第１光導波路層２から光が外部に漏れるのを防止できる。その結果、検体１００中の極微量のグルコースをより高感度で分析することが可能になる。
Further, as shown in FIG. 1, by forming the
さらに、迷光トラッピング層７を保護膜５の表面（開口部６の内面を除く）に形成することによって、第１光導波路層２を伝播する光が保護膜５との界面から保護膜５側に漏れた場合、その漏光を迷光トラッピング層７でトラップすることができる。
Further, by forming the stray
すなわち、第１光導波路層２を伝播する光が保護膜５との界面から保護膜５側に漏れると、保護膜５表面と外界（空気）との屈折率の差により漏光は保護膜５表面で全反射して第２光導波路層４に迷光として入射されるため、前述した検体１００中のグルコースの検出感度を低下させる。これに対し、迷光トラッピング層７を保護膜５の表面に形成することによって、漏光が保護膜５表面で全反射することなく迷光トラッピング層７でトラップできるため、その漏光が第２光導波路層４に迷光として入射するのを防止でき、検体１００中のグルコースをより高感度で分析することが可能になる。
That is, when light propagating through the first
さらに、酵素および発色試薬を含む機能層８を多孔質膜９で覆うことによって、機能層８に対する検体１００から抽出される（例えば体液）中のグルコース以外の蛋白や血球等の不純物の影響を防ぐ。つまり機能層８における酵素とグルコースの酵素反応による発色試薬の発色反応に基づく変化によりこの機能層８直下の第２光導波路層４を伝播する光の強度変化に対して作用する外乱を低減することができ、検体１００から抽出された体液中の極微量のグルコースをより一層高感度で分析することが可能になる。
Further, by covering the
（第２の実施の形態）
図５に示す光導波路型グルコースセンサは、第２光導波路層４上に発色試薬固定化層１３を形成し、この発色試薬固定化層１３上に酵素固定化層１４を形成した構造を有する。つまり、図５に示す光導波路型グルコースセンサは、前述した第１の実施の形態の機能層８を発色試薬固定化層１３と酵素固定化層１４の２つの層の分離した構造を有する。
(Second Embodiment)
The optical waveguide glucose sensor shown in FIG. 5 has a structure in which a coloring
発色試薬固定化層１３は、第２光導波路層４表面に例えばＮ，Ｎ−ビス（２−ヒドロキシ−３−サルフォプロピル）トリジンジカリウム塩や、３，３’，５，５’−テトラメチルベンジリデンのような発色試薬を、例えばアミノアルキルトリメトキシシランのようなシランカップリング剤または光架橋ポリビニルアルコールのような架橋高分子を介して固定化することにより形成される。
For example, N, N-bis (2-hydroxy-3-sulfopropyl) tolidine dipotassium salt or 3,3 ′, 5,5′-tetramethyl is formed on the surface of the second
酵素固定化層１４は、例えばグルコースオキシダーゼのほかに、ペルオキシダーゼやムタロターゼを、例えば下記式(5)に示す構造式の化合物のような脂質の
膜で固定化することにより形成される。
図５に示す構成の光導波路型グルコースセンサにおいて、図４に示した配線と同じように、メッシュ状導電性薄膜１０と電極板１０１を電源１０２に配線する。そして酵素固定化層１４上に設けられた多孔質膜９側に検体１００、例えば人体の皮膚の一部を接触させ、さらに検体１００の別の部位に電極板１０１を接触させる。ここで、この多孔質膜９の上部に配置されたメッシュ状導電性薄膜１０と電極板１０１の間に電源１０２から所望の電界（例えばパルス状電界）を印加すると、検体１００からグルコースを含む体液が多孔質膜９を通して酵素固定化層１４に効率よく抽出される、いわゆる微侵襲作用がなされる。この体液中のグルコースは、酵素固定化層１４中で第１の実施の形態で示した反応と同じ酵素反応を起こし、この酵素反応によるラジカル酸素原子により酵素固定化層１４直下の発色試薬固定化層１３の発色色素を発色させる。このような状態で、図５に示すように光源２１（例えば波長６５０ｎｍの半導体レーザ）および受光素子２２をそれぞれグルコースセンサの基板１の裏面左側および右側に配置する。そして、光源２１からレーザ光を偏光フィルタ２３を通してグルコースセンサの基板１裏面側に入射する。レーザ光は基板１を通してグレーティング３と第１光導波路層２の界面で屈折されてその第１光導波路層２を伝播される。第１光導波路層２を伝播されるレーザ光は、この第１光導波路層２より高屈折率の第２光導波路層４との界面で２つのモード（ＴＭモード、ＴＥモード）に分割され、ＴＭモードレーザ光は第１光導波路層２を、ＴＥモードレーザ光は第２光導波路層４を伝播する。このとき、発色試薬固定化層１３の発色に基づく変化（例えば吸光度変化）によりこの発色試薬固定化層１３直下の第２光導波路層４を伝播する光の強度が変化する。第１光導波路層２と第２光導波路層４を伝播した光は、受光素子２２側端付近において第１光導波路層２と第２光導波路層４の界面で再び結合、干渉するため、第２光導波路層４を伝播する光の強度変化を増幅できる。その結果、酵素固定化層１４における検体１００（人体の皮膚下）から抽出された体液中のグルコースと酵素の反応による発色試薬固定化層１３の発色に基づく、第２光導波路層４を伝播する光の極微な変化を偏光フィルタ２４を通して受光素子２２で検出することが可能になる。
In the optical waveguide glucose sensor having the configuration shown in FIG. 5, the mesh-like conductive
したがって、図５に示す構造の第２の実施の形態に係る光導波路型グルコースセンサによれば、酵素固定化層１４の上部にメッシュ状導電性薄膜１０を配置し、図４に示した電源配線により、メッシュ状導電性薄膜１０と電極板１０１の間に電源１０２から所望の電界（例えばパルス状電界）を印加することで、検体１００からグルコース（例えば人体の皮膚下のグルコースを含む体液）を酵素固定化層１４に効率よく抽出する、いわゆる微侵襲作用を図ることができる。さらに光導波路を第１光導波路層２と第２光導波路層４により構成することで、酵素固定化層１４および発色試薬固定化層１３における検体１００（人体の皮膚下）から抽出されたグルコースと酵素の反応による発色に基づく第２光導波路層４を伝播する光の極微な変化を、第１光導波路層２と第２光導波路層４の界面で検出できるため、検体１００から抽出された体液中の極微量のグルコースを高感度で分析することができる。
Therefore, according to the optical waveguide glucose sensor according to the second embodiment having the structure shown in FIG. 5, the mesh-like conductive
（第３の実施の形態）
図６に示す光導波路型グルコースセンサは、１対のグレーティング３の間に位置する第１光導波路層２上にこの第１光導波路層２より高屈折率の導電性材料、例えば酸化錫（ＳｎＯ2）、ＩＴＯから作られる第２光導波路層１５を形成し、かつこの第２光導波路層１５に所望の電界（例えばパルス状電界）を印加する構造を有する。
(Third embodiment)
An optical waveguide type glucose sensor shown in FIG. 6 is formed on a first
このような図６に示す構成の光導波路型グルコースセンサにおいて、図４に示した配線の変形として、電源１０２の陰極を第２光導波路層１５に配線し、電源１０２の陽極に電極板１０１を配線する。そして酵素および発色試薬を含む機能層８上に設けられた多孔質膜９側に検体１００、例えば人体の皮膚の一部を接触させ、さらに検体１００の別の部位に電極板１０１を接触させる。ここで、この多孔質膜９の後方に配置された導電性材料から作られる第２光導波路層１５と電極板１０１の間に電源１０２から所望の電界（例えばパルス状電界）を印加すると、人体の皮膚下のグルコースを含む体液が多孔質膜９を通して機能層８に効率よく抽出される、いわゆる微侵襲作用がなされる。この体液中のグルコースは、機能層８の酵素との間で酵素反応がなされ、この酵素反応により生成されるラジカル酸素原子により機能層８中の発色試薬を発色させる。このような状態で、図６に示すように光源２１（例えば波長６５０ｎｍの半導体レーザ）および受光素子２２をそれぞれグルコースセンサの基板１の裏面左側および右側に配置する。
In the optical waveguide glucose sensor having the configuration shown in FIG. 6, as a modification of the wiring shown in FIG. 4, the cathode of the power source 102 is wired to the second
光源２１からレーザ光を偏光フィルタ２３を通してグルコースセンサの基板１裏面側に入射すると、そのレーザ光は基板１を通してグレーティング３と第１光導波路層２の界面で屈折されてその第１光導波路層２を伝播される。第１光導波路層２を伝播されるレーザ光は、この第１光導波路層２より高屈折率の第２光導波路層１５との界面で２つのモード（ＴＭモード、ＴＥモード）に分割され、ＴＭモードレーザ光は第１光導波路層２を、ＴＥモードレーザ光は第２光導波路層１５を伝播する。このとき、機能層８における発色試薬の発色に基づく変化（例えば吸光度変化）によりこの機能層８直下の第２光導波路層１５を伝播する光の強度が変化する。第１光導波路層２と第２光導波路層１５を伝播した光は、受光素子２２側端付近において第１光導波路層２と第２光導波路層１５の界面で再び結合、干渉するため、第２光導波路層１５を伝播する光の強度変化を増幅できる。
When laser light from the
その結果、機能層８における検体１００（人体の皮膚下）から抽出されたグルコースと酵素の反応による発色試薬の発色に基づく第２光導波路層１５を伝播する光の極微な変化を偏光フィルタ２４を通して受光素子２２で検出することが可能になる。
As a result, a minute change in the light propagating through the second
したがって、図６に示す構造の第３の実施の形態に係る光導波路型グルコースセンサによれば、酵素および発色試薬を含む機能層８の下方に配置された第２光導波路層１５を導電性材料から作り、前述した電源配線により、この第２光導波路層１５と電極板１０１の間に電源１０２から所望のパルス状電界を印加することにより検体１００からグルコース（例えば人体の皮膚下のグルコースを含む体液）を機能層８に効率よく抽出する、いわゆる微侵襲作用を図ることができる。
Therefore, according to the optical waveguide glucose sensor according to the third embodiment having the structure shown in FIG. 6, the second
さらに光導波路を第１光導波路層２と第２光導波路層１５により構成することで、機能層８における検体１００（人体の皮膚下）から抽出されたグルコースと酵素の反応による発色試薬の発色に基づく第２光導波路層１５を伝播する光の極微な変化を第１光導波路層２と第２光導波路層１５の界面で検出できるため、検体１００から抽出された体液中の極微量のグルコースを高感度で分析することができる。
Further, by forming the optical waveguide by the first
（第４の実施の形態）
図７に示す光導波路型グルコースセンサは、１対のグレーティング３の間に位置する第１光導波路層２上にこの第１光導波路層２より高屈折率の導電性材料、例えばＳｎＯ2、ＩＴＯから作られる第２光導波路層１５を形成し、この第２光導波路層１５上に第２の実施の形態で説明したのと同様な発色試薬固定化層１３を形成し、この発色試薬固定化層１３上に第２の実施の形態で説明したのと同様な酵素固定化層１４を形成した構造を有する。つまり、図７に示す光導波路型グルコースセンサは前述した第３の実施の形態の機能層８を発色試薬固定化層１３と酵素固定化層１４の２つの層の分離した構造を有する。なお、第２光導波路層１５に所望の電界（例えばパルス状電界）が印加される。
(Fourth embodiment)
The optical waveguide glucose sensor shown in FIG. 7 is made of a conductive material having a higher refractive index than that of the first
図７に示す構成の光導波路型グルコースセンサにおいて、図４に示した配線の変形として、電源１０２の陰極を第２光導波路層１５に配線し、電源１０２の陽極に電極板１０１を配線する。そして酵素固定化層１４上に設けられた多孔質膜９側に検体１００、例えば人体の皮膚の一部を接触させ、さらに検体１００の別の部位に電極板１０１を接触させる。ここで、この多孔質膜９の下方に配置された導電性材料から作られる第２光導波路層１５と電極板１０１の間に電源１０２から所望の電界（例えばパルス状電界）を印加すると、人体の皮膚下のグルコースを含む体液が多孔質膜９を通して酵素固定化層１４に効率よく抽出される、いわゆる微侵襲作用がなされる。この体液中のグルコースは、酵素固定化層１４の酵素との間で酵素反応がなされ、この酵素反応により生成されるラジカル酸素原子により酵素固定化層１４直下の発色試薬固定化層１３の発色試薬を発色させる。このような状態で、図７に示すように光源２１（例えば波長６５０ｎｍの半導体レーザ）および受光素子２２をそれぞれグルコースセンサの基板１の裏面左側および右側に配置する。光源２１からレーザ光を偏光フィルタ２３を通してグルコースセンサの基板１裏面側に入射すると、そのレーザ光は基板１を通してグレーティング３と第１光導波路層２の界面で屈折されてその第１光導波路層２を伝播される。第１光導波路層２を伝播されるレーザ光は、この第１光導波路層２より高屈折率の第２光導波路層１５との界面で２つのモード（ＴＭモード、ＴＥモード）に分割され、ＴＭモードレーザ光は第１光導波路層２を、ＴＥモードレーザ光は第２光導波路層１５を伝播する。このとき、発色試薬固定化層１３の発色に基づく変化（例えば吸光度変化）によりこの発色試薬固定化層１３直下の第２光導波路層１５を伝播する光の強度が変化する。第１光導波路層２と第２光導波路層１５を伝播した光は、受光素子２２側端付近において第１光導波路層２と第２光導波路層１５の界面で再び結合、干渉するため、第２光導波路層１５を伝播する光の強度変化を増幅できる。その結果、酵素固定化層１４における検体１００（人体の皮膚下）から抽出されたグルコースと酵素の反応による発色試薬固定化層１３の発色試薬の発色に基づく第２光導波路層１５を伝播する光の極微な変化を偏光フィルタ２４を通して受光素子２２で検出することが可能になる。
In the optical waveguide glucose sensor having the configuration shown in FIG. 7, as a modification of the wiring shown in FIG. 4, the cathode of the power source 102 is wired to the second
したがって、図７に示す構造の第４の実施の形態に係る光導波路型グルコースセンサによれば、酵素固定化層１４の下方に配置された第２光導波路層１５を導電性材料から作り、前述した電源配線により、この第２光導波路層１５と電極板１０１の間に電源１０２から所望のパルス状電界を印加することにより検体１００のグルコース（例えば人体の皮膚下のグルコースを含む体液）を酵素固定化層１４に効率よく抽出する、いわゆる微侵襲作用を図ることができる。さらに光導波路を第１光導波路層２と第２光導波路層１５により構成して、酵素固定化層１４および発色試薬固定化層１３における検体１００（人体の皮膚下）から抽出されたグルコースと酵素の反応による発色に基づく第２光導波路層１５を伝播する光の極微な変化を第１光導波路層２と第２光導波路層１５の界面で検出できるため、検体１００から抽出された体液中の極微量のグルコースを高感度で分析することができる。
Therefore, according to the optical waveguide glucose sensor according to the fourth embodiment having the structure shown in FIG. 7, the second
（第５の実施の形態）
図８に示す光導波路型グルコースセンサは、図６に示した第３の実施の形態に係る光導波路型グルコースセンサと異なり、第１光導波路層２上に形成する第２光導波路層４が、第１光導波路層２より高屈折率の材料から形成されればよく、特に導電性を必要とはしない。その他の構造は第３の実施の形態に係る光導波路型グルコースセンサと同様である。
(Fifth embodiment)
The optical waveguide glucose sensor shown in FIG. 8 is different from the optical waveguide glucose sensor according to the third embodiment shown in FIG. 6 in that the second
図８に示す構成の光導波路型グルコースセンサにおいては、酵素および発色試薬を含む機能層８上に設けられた多孔質膜９に、血液や体液等のグルコースを含む溶液を滴下する。この溶液中のグルコースは、第１の実施の形態で示したように機能層８の酵素との間で酵素反応を起こし、この酵素反応により生成されるラジカル酸素原子により機能層８中の発色試薬を発色させる。このような状態で、図８に示すように光源２１（例えば波長６５０ｎｍの半導体レーザ）および受光素子２２をそれぞれグルコースセンサの基板１の裏面左側および右側に配置し、光源２１からレーザ光を偏光フィルタ２３を通してグルコースセンサの基板１裏面側に入射すると、そのレーザ光は基板１を通してグレーティング３と第１光導波路層２の界面で屈折されてその第１光導波路層２を伝播される。第１光導波路層２を伝播されるレーザ光は、この第１光導波路層２より高屈折率の第２光導波路層４との界面で２つのモード（ＴＭモード、ＴＥモード）に分割され、ＴＭモードレーザ光は第１光導波路層２を、ＴＥモードレーザ光は第２光導波路層４を伝播する。このとき、機能層８における発色試薬の発色に基づく変化（例えば吸光度変化）によりこの機能層８直下の第２光導波路層４を伝播する光の強度が変化する。第１光導波路層２と第２光導波路層４を伝播した光は、受光素子２２側端付近において第１光導波路層２と第２光導波路層４の界面で再び結合、干渉するため、第２光導波路層４を伝播する光の強度変化を増幅できる。その結果、機能層８における溶液中のグルコースと酵素の反応による発色試薬の発色に基づく第２光導波路層４を伝播する光の極微な変化を偏光フィルタ２４を通して受光素子２２で検出することが可能になる。
In the optical waveguide glucose sensor having the configuration shown in FIG. 8, a solution containing glucose such as blood or body fluid is dropped onto the
したがって、図８に示す構造の第５の実施の形態に係る光導波路型グルコースセンサによれば、光導波路を第１光導波路層２と第２光導波路層４により構成して、機能層８における溶液中のグルコースと酵素の反応による発色試薬の発色に基づく第２光導波路層４を伝播する光の極微な変化を第１光導波路層２と第２光導波路層４の界面で検出できるため、溶液中の極微量のグルコースを高感度で分析することができる。
Therefore, according to the optical waveguide glucose sensor according to the fifth embodiment having the structure shown in FIG. 8, the optical waveguide is configured by the first
（第６の実施の形態）
図９に示す光導波路型グルコースセンサは、図７に示した第４の実施の形態に係る光導波路型グルコースセンサと異なり、第１光導波路層２上に形成する第２光導波路層４が、この第１光導波路層２より高屈折率の材料から形成されればよく、特に導電性を必要とはしない。その他の構造は第４の実施の形態に係る光導波路型グルコースセンサと同様である。
(Sixth embodiment)
The optical waveguide glucose sensor shown in FIG. 9 differs from the optical waveguide glucose sensor according to the fourth embodiment shown in FIG. 7 in that the second
図９に示す構成の光導波路型グルコースセンサにおいては、酵素を含む酵素固定化層１４上に設けられた多孔質膜９に、血液や体液等のグルコースを含む溶液を滴下する。この溶液中のグルコースは、酵素固定化層１４の酵素との間で酵素反応を起こし、この酵素反応により生成されるラジカル酸素原子により酵素固定化層１４直下の発色試薬固定化層１３の発色試薬を発色させる。このような状態で、図９に示すように光源２１（例えば波長６５０ｎｍの半導体レーザ）および受光素子２２をそれぞれグルコースセンサの基板１の裏面左側および右側に配置し、光源２１からレーザ光を偏光フィルタ２３を通してグルコースセンサの基板１裏面側に入射すると、そのレーザ光は基板１を通してグレーティング３と第１光導波路層２の界面で屈折されてその第１光導波路層２を伝播される。第１光導波路層２を伝播されるレーザ光は、この第１光導波路層２より高屈折率の第２光導波路層４との界面で２つのモード（ＴＭモード、ＴＥモード）に分割され、ＴＭモードレーザ光は第１光導波路層２を、ＴＥモードレーザ光は第２光導波路層４を伝播する。このとき、発色試薬固定化層１３の発色に基づく変化（例えば吸光度変化）によりこの発色試薬固定化層１３直下の第２光導波路層４を伝播する光の強度が変化する。第１光導波路層２と第２光導波路層４を伝播した光は、受光素子２２側端付近において第１光導波路層２と第２光導波路層４の界面で再び結合、干渉するため、第２光導波路層４を伝播する光の強度変化を増幅できる。
In the optical waveguide glucose sensor having the configuration shown in FIG. 9, a solution containing glucose such as blood or body fluid is dropped onto the
その結果、酵素固定化層１４における溶液中のグルコースと酵素の反応による発色試薬固定化層１３の発色に基づく第２光導波路層４を伝播する光の極微な変化を偏光フィルタ２４を通して受光素子２２で検出することが可能になる。
As a result, the
したがって、図９に示す構造の第６の実施の形態に係る光導波路型グルコースセンサによれば、光導波路を第１光導波路層２と第２光導波路層４により構成して、酵素固定化層１４および発色試薬固定化層１３における溶液中のグルコースと酵素の反応による発色に基づく第２光導波路層４を伝播する光の極微な変化を第１光導波路層２と第２光導波路層４の界面で検出できるため、溶液中の極微量のグルコースを高感度で分析することができる。
Therefore, according to the optical waveguide glucose sensor according to the sixth embodiment having the structure shown in FIG. 9, the optical waveguide is constituted by the first
（第７の実施の形態）
図１０に示す光導波路型グルコースセンサは、第２光導波路層４上に発色試薬固定化層１３を形成し、この発色試薬固定化層１３上に酵素触媒固定化層１６を形成した構造を有する。つまり、図１０に示す光導波路型グルコースセンサは前述した第１の実施の形態の機能層８を発色試薬固定化層１３と酵素触媒固定化層１６の２つの層の分離した構造を有する。
(Seventh embodiment)
The optical waveguide glucose sensor shown in FIG. 10 has a structure in which a coloring
発色試薬固定化層１３は、第２光導波路層４表面に例えばＮ，Ｎ−ビス（２−ヒドロキシ−３−サルフォプロピル）トリジンジカリウム塩や、３，３’，５，５’−テトラメチルベンジリデンのような発色試薬を、例えばアミノアルキルトリメトキシシランのようなシランカップリング剤または光架橋ポリビニルアルコールのような架橋高分子を介して固定化することにより形成される。
For example, N, N-bis (2-hydroxy-3-sulfopropyl) tolidine dipotassium salt or 3,3 ′, 5,5′-tetramethyl is formed on the surface of the second
酵素触媒固定化層１６は、グルコースオキシダーゼと白金（Ｐｔ）とを含水ゲルに混合することにより形成される。この酵素触媒固定化層１６と前述の酵素固定化層１４との違いは、ペルオキシダーゼ等の酵素によってラジカル酸素原子を生成していた反応を、金属触媒を使用して起こすように、ペルオキシダーゼ等の酵素に代わって白金を含むようにした点である。
The enzyme
図１０に示す構成の光導波路型グルコースセンサにおいて、図４に示した配線と同じように、メッシュ状導電性薄膜１０と電極板１０１を電源１０２に配線する。そして酵素触媒固定化層１６上に設けられた多孔質膜９側に検体１００、例えば人体の皮膚の一部を接触させ、さらに検体１００の別の部位に電極板１０１を接触させる。ここで、この多孔質膜９の上部に配置されたメッシュ状導電性薄膜１０と電極板１０１の間に電源１０２から所望の電界（例えばパルス状電界）を印加すると、人体の皮膚下のグルコースを含む体液が多孔質膜９を通して酵素触媒固定化層１６に効率よく抽出される、いわゆる微侵襲作用がなされる。この体液中のグルコースは、酵素触媒固定化層１６でグルコースオキシダーゼとの酵素反応により過酸化水素（Ｈ２Ｏ２）を発生させる。さらに過酸化水素から白金を触媒としてラジカル酸素原子（Ｏ＊）が生成される。このラジカル酸素原子により酵素触媒固定化層１６直下の発色試薬固定化層１３の発色試薬を発色させる。つまり第１の実施の形態にて示した反応模式(2)〜(4)のうち、(3)が下記の(6)に置き換わる：
Ｈ２Ｏ２ ＋ Ｐｔ → Ｏ＊ ・・・・・(6)
グルコース量を測定する方法は、第２の実施の形態と同様であり、発色試薬固定化層１３の発色試薬を発色による第２光導波路層４を伝播する光の極微な変化を偏光フィルタ２４を通して受光素子２２で検出する。
In the optical waveguide glucose sensor having the configuration shown in FIG. 10, the mesh-like conductive
H2O2 + Pt → O * (6)
The method for measuring the amount of glucose is the same as in the second embodiment, and a minute change in the light propagating through the second
したがって、図１０に示す構造の第７の実施の形態に係る光導波路型グルコースセンサによれば、酵素触媒固定化層１６の上部にメッシュ状導電性薄膜１０を配置し、図４に示した電源配線により、メッシュ状導電性薄膜１０と電極板１０１の間に電源１０２から所望の電界（例えばパルス状電界）を印加することで、検体１００からグルコース（例えば人体の皮膚下のグルコースを含む体液）を酵素触媒固定化層１６に効率よく抽出する、いわゆる微侵襲作用を図ることができる。さらに光導波路を第１光導波路層２と第２光導波路層４により構成して、酵素触媒固定化層１６および発色試薬固定化層１３における検体１００（人体の皮膚下）から抽出されたグルコースと酵素および触媒の反応による発色に基づく第２光導波路層４を伝播する光の極微な変化を第１光導波路層２と第２光導波路層４の界面で検出できるため、検体１００から抽出された体液中の極微量のグルコースを高感度で分析することができる。
Therefore, according to the optical waveguide type glucose sensor according to the seventh embodiment having the structure shown in FIG. 10, the mesh-like conductive
（第８の実施の形態）
図１１に示す光導波路型グルコースセンサは、１対のグレーティング３の間に位置する第１光導波路層２上にこの第１光導波路層２より高屈折率の導電性材料、例えばＳｎＯ2、ＩＴＯから作られる第２光導波路層１５を形成し、この第２光導波路層１５上に第７の実施の形態で説明したのと同様な発色試薬固定化層１３を形成し、この発色試薬固定化層１３上に第７の実施の形態で説明したのと同様な酵素触媒固定化層１６を形成した構造を有する。つまり、図１１に示す光導波路型グルコースセンサは前述した第３の実施の形態の機能層８を発色試薬固定化層１３と酵素触媒固定化層１６の２つの層の分離した構造を有する。なお、第２光導波路層１５に所望の電界（例えばパルス状電界）が印加される。
(Eighth embodiment)
An optical waveguide glucose sensor shown in FIG. 11 is made of a conductive material having a higher refractive index than that of the first
図１１に示す構成の光導波路型グルコースセンサにおいて、図４に示した配線の変形として、電源１０２の陰極を第２光導波路層１５に配線し、電源１０２の陽極に電極板１０１を配線する。そして酵素触媒固定化層１６上に設けられた多孔質膜９側に検体１００、例えば人体の皮膚の一部を接触させ、さらに検体１００の別の部位に電極板１０１を接触させる。ここで、この多孔質膜９の下方に配置された導電性材料から作られる第２光導波路層１５と電極板１０１の間に電源１０２から所望の電界（例えばパルス状電界）を印加すると、人体の皮膚下のグルコースを含む体液が多孔質膜９を通して酵素触媒固定化層１６に効率よく抽出される、いわゆる微侵襲作用がなされる。この体液中のグルコースは、前述した第７の実施の形態と同様に酵素触媒固定化層１６のグルコースオキシダーゼとの酵素反応により過酸化水素（Ｈ２Ｏ２）を発生させ、さらに過酸化水素から白金を触媒としてラジカル酸素原子（Ｏ＊）が生成される。このラジカル酸素原子により酵素触媒固定化層１６直下の発色試薬固定化層１３の発色試薬を発色させる。
In the optical waveguide glucose sensor having the configuration shown in FIG. 11, as a modification of the wiring shown in FIG. 4, the cathode of the power source 102 is wired to the second
グルコース量を測定する方法は、第４の実施の形態と同様であり、発色試薬固定化層１３の発色試薬を発色による第２光導波路層１５を伝播する光の極微な変化を偏光フィルタ２４を通して受光素子２２で検出する。
The method for measuring the amount of glucose is the same as in the fourth embodiment, and a minute change in the light propagating through the second
したがって、図１１に示す構造の第８の実施の形態に係る光導波路型グルコースセンサによれば、酵素触媒固定化層１６の下方に配置された第２光導波路層１５を導電性材料から作り、前述した電源配線により、この第２光導波路層１５と電極板１０１の間に電源１０２から所望のパルス状電界を印加することにより検体１００からグルコース（例えば人体の皮膚下のグルコースを含む体液）を酵素固定化層１４に効率よく抽出する、いわゆる微侵襲作用を図ることができる。さらに光導波路を第１光導波路層２と第２光導波路層１５により構成して、酵素触媒固定化層１６および発色試薬固定化層１３における検体１００（人体の皮膚下）から抽出した体液中のグルコースと酵素および触媒の反応による発色に基づく第２光導波路層１５を伝播する光の極微な変化を第１光導波路層２と第２光導波路層１５の界面で検出できるため、検体１００中の極微量のグルコースを高感度で分析することができる。
Therefore, according to the optical waveguide glucose sensor according to the eighth embodiment having the structure shown in FIG. 11, the second
（第９の実施の形態）
図１２に示す光導波路型グルコースセンサは、図１１に示した第８の実施の形態に係る光導波路型グルコースセンサと異なり、第１光導波路層２上に形成する第２光導波路層４が、この第１光導波路層２より高屈折率の材料から形成されればよく、特に導電性を必要とはしない。その他の構造は第８の実施の形態に係る光導波路型グルコースセンサと同様である。
(Ninth embodiment)
Unlike the optical waveguide glucose sensor according to the eighth embodiment shown in FIG. 11, the optical waveguide glucose sensor shown in FIG. 12 has a second
図１２に示す構成の光導波路型グルコースセンサにおいては、酵素触媒固定化層１６上に設けられた多孔質膜９に、血液や体液等のグルコースを含む溶液を滴下する。この溶液中のグルコースは、前述した第７の実施の形態と同様に酵素触媒固定化層１６のグルコースオキシダーゼとの酵素反応により過酸化水素（Ｈ２Ｏ２）を発生させる。さらに過酸化水素から白金を触媒としてラジカル酸素原子（Ｏ＊）が生成される。このラジカル酸素原子により酵素触媒固定化層１６直下の発色試薬固定化層１３の発色試薬を発色させる。
In the optical waveguide glucose sensor having the configuration shown in FIG. 12, a solution containing glucose, such as blood or body fluid, is dropped onto the
グルコース量を測定する方法は、第４の実施の形態と同様であり、発色試薬固定化層１３の発色試薬を発色による第２光導波路層４を伝播する光の極微な変化を偏光フィルタ２４を通して受光素子２２で検出する。
The method for measuring the amount of glucose is the same as in the fourth embodiment, and the minute change of the light propagating through the second
したがって、図１２に示す構造の第９の実施の形態に係る光導波路型グルコースセンサによれば、光導波路を第１光導波路層２と第２光導波路層４により構成して、酵素触媒固定化層１６および発色試薬固定化層１３における溶液中のグルコースと酵素および触媒の反応による発色に基づく第２光導波路層４を伝播する光の極微な変化を第１光導波路層２と第２光導波路層４の界面で検出できるため、溶液中の極微量のグルコースを高感度で分析することができる。
Therefore, according to the optical waveguide glucose sensor according to the ninth embodiment having the structure shown in FIG. 12, the optical waveguide is constituted by the first
ここで、第２の実施の形態ないし第９の実施の形態に係る光導波路型グルコースセンサにおいて、グレーティング３を含む第１光導波路層２上に保護膜５を形成することによって、第１の実施の形態で説明したように第１光導波路層２およびグレーティング３に外部圧力が直接加わるのを防止でき、検体１００中の極微量のグルコースをより高感度で分析することが可能になる。
Here, in the optical waveguide glucose sensor according to the second embodiment to the ninth embodiment, the
さらに、第２の実施の形態ないし第９の実施の形態に係る光導波路型グルコースセンサにおいて、迷光トラッピング層７を保護膜５の表面（開口部６の内面を除く）に形成することによって、第１の実施の形態で説明したように第１光導波路層２を伝播する光が保護膜５との界面から保護膜５側に漏れた場合、その漏光を迷光トラッピング層７でトラップすることができる。
Furthermore, in the optical waveguide glucose sensor according to the second to ninth embodiments, the stray
さらに、第２の実施の形態ないし第９の実施の形態に係る光導波路型グルコースセンサにおいて、機能層８、酵素固定化層１４または酵素触媒固定化層１６を多孔質膜９で覆うことによって、機能層８、酵素固定化層１４または酵素触媒固定化層１６に対する検体１００（例えば体液）や溶液中のグルコース以外の不純物、例えば蛋白や血球の影響、つまり機能層８、酵素固定化層１４または酵素触媒固定化層１６および発色試薬固定化層１３における酵素反応と発色反応に基づく、機能層８または発色試薬固定化層１３直下の第２光導波路層（４または１５）を伝播する光の強度変化に対して作用する外乱を低減でき、検体１００から抽出された体液や溶液中の極微量のグルコースをより一層高感度で分析することが可能になる。
Furthermore, in the optical waveguide glucose sensor according to the second to ninth embodiments, by covering the
本発明の実施の形態を説明するために各図において示した各層と膜の厚さ、また隣接する層または膜との位置関係は、あくまでも例示であって、本発明の機能を実現するために限定したものでない。よって、本発明の機能が実現可能な範囲において、種々の各層と膜の厚さや位置関係が考え得ることは言うまでもない。 The thicknesses of the layers and films shown in the drawings for explaining the embodiment of the present invention, and the positional relationship between adjacent layers or films are merely examples, and the functions of the present invention are realized. Not limited. Therefore, it goes without saying that various layers and film thicknesses and positional relationships can be considered within the range in which the function of the present invention can be realized.
１…基板 ２…第１光導波路層 ３…グレーティング ４…第２光導波路層 ５…保護膜 ６…開口部 ７…迷光トラッピング層 ８…機能層 ９…多孔質膜 １０…メッシュ状導電性薄膜 １１…第１光導波路層より屈折率の高い材料の層 １３…発色試薬固定化層 １４…酵素固定化層 １５…第２光導波路層 １６…酵素触媒固定化層 ２１…光源 ２２…受光素子 ２３…偏光フィルタ ２４…偏光フィルタ １００…検体 １０１…電極板 １０２…電源
DESCRIPTION OF
Claims (15)
前記基板表面に形成された第１光導波路層と、
前記第１光導波路層の両端部付近表面にそれぞれ形成された１対のグレーティングと、
前記１対のグレーティングの間に位置する前記第１光導波路層上に形成され、前記第１光導波路層より高屈折率を有する第２光導波路層と、
前記第２光導波路層上に形成された酵素および発色試薬を含む機能層と、
前記グレーティングを含む前記第１光導波路層上に、前記機能層が露出するようにさらに形成され、前記第１光導波路層に比べて低屈折率を有する保護膜
とを具備することを特徴とする光導波路型グルコースセンサ。 A substrate,
A first optical waveguide layer formed on the substrate surface;
A pair of gratings respectively formed on surfaces near both ends of the first optical waveguide layer;
A second optical waveguide layer formed on the first optical waveguide layer located between the pair of gratings and having a higher refractive index than the first optical waveguide layer;
A functional layer containing an enzyme and a coloring reagent formed on the second optical waveguide layer;
A protective film is further formed on the first optical waveguide layer including the grating so as to expose the functional layer, and has a lower refractive index than the first optical waveguide layer. Optical waveguide type glucose sensor.
前記基板表面に形成された第１光導波路層と、
前記第１光導波路層の両端部付近表面にそれぞれ形成された１対のグレーティングと、
前記１対のグレーティングの間に位置する前記第１光導波路層上に形成され、前記第１光導波路層より高屈折率を有する第２光導波路層と、
前記第２光導波路層上に形成された発色試薬を含む発色試薬固定化層と、
前記発色試薬固定化層上に形成された酵素を含む酵素固定化層
とを具備することを特徴とする光導波路型グルコースセンサ。 A substrate,
A first optical waveguide layer formed on the substrate surface;
A pair of gratings respectively formed on surfaces near both ends of the first optical waveguide layer;
A second optical waveguide layer formed on the first optical waveguide layer located between the pair of gratings and having a higher refractive index than the first optical waveguide layer;
A coloring reagent immobilization layer containing a coloring reagent formed on the second optical waveguide layer;
An optical waveguide glucose sensor, comprising: an enzyme immobilization layer containing an enzyme formed on the color reagent immobilization layer.
前記基板表面に形成された第１光導波路層と、
前記第１光導波路層の両端部付近表面にそれぞれ形成された１対のグレーティングと、
前記１対のグレーティングの間に位置する前記第１光導波路層上に形成され、前記第１光導波路層より高屈折率を有する第２光導波路層と、
前記第２光導波路層上に形成された発色試薬を含む発色試薬固定化層と、
前記発色試薬固定化層上に形成された酵素と触媒を含む酵素触媒固定化層
とを具備することを特徴とする光導波路型グルコースセンサ。 A substrate,
A first optical waveguide layer formed on the substrate surface;
A pair of gratings respectively formed on surfaces near both ends of the first optical waveguide layer;
A second optical waveguide layer formed on the first optical waveguide layer located between the pair of gratings and having a higher refractive index than the first optical waveguide layer;
A coloring reagent immobilization layer containing a coloring reagent formed on the second optical waveguide layer;
An optical waveguide glucose sensor comprising an enzyme catalyst immobilization layer containing an enzyme and a catalyst formed on the color reagent immobilization layer.
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