JP3586237B2 - Optical waveguide type biochemical sensor - Google Patents

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Description

【０００１】
【発明が属する技術分野】
本発明は、バイオケミカルセンサに関し、特に水溶液中および生物の生体分子の量、性状を認識するためのバイオケミカルセンサに係わる。
【０００２】
【従来技術】
例えば特開平９−６１３４６号公報には平面光導波路型バイオケミカルセンサが開示されている。このバイオケミカルセンサは、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前記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。
【０００３】
このような構造のバイオケミカルセンサにおいて、検体中の血液等の生体分子を前記分子認識機能および情報変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前記グレーティングを通して前記光導波路層に入射させ、エバネッセント波を発生させ、前記光導波路層上の膜による前記検体中の生体分子との反応に起因する前記エバネット波の変化量を前記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前記検体中の生体分子を分析する。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来のバイオケミカル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に検出には感度的に限界があり、また前記光導波路層上の膜構造から検体中の極微量の生体分子の分析に不向きであるという問題があった。
【０００５】
本発明は、検体中の極微量の血液、体液等の生体分子を高感度で分析することが可能な光導波路型バイオケミカルセンサを提供しようとするものである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
本発明に係る光導波路型バイオケミカルセンサは、基板と、
前記基板表面に形成された第１光導波路層と、
前記第１光導波路層の両端表面にそれぞれ形成されたグレーティングと、
前記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、この第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生体分子認識機能および情報変換機能を有する機能膜と
を具備し、
パルス状の電界が印加されるメッシュ状導電性薄膜は、前記機能膜に対して所望の間隔をあけて対向配置されることを特徴とするものである。
【０００７】
本発明に係る別の光導波路型バイオケミカルセンサは、基板と、
前記基板表面に形成された第１光導波路層と、
前記第１光導波路層の両端表面にそれぞれ形成されたグレーティングと、
前記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、この第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生体分子認識機能および情報変換機能を有する機能膜と
を具備し、
前記第２光導波路層は、導電性材料から作られると共にパルス状の電界が印加されることを特徴とするものである。
【０００８】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の光導波路型バイオケミカルセンサを図面を参照して詳細に説明する。
【０００９】
（第１実施形態）
図１は、この第１実施形態に用いられる光導波路型バイオケミカルセンサを示す断面図である。
【００１０】
例えばガラスからなる基板１は、表面にこの基板１より高屈折率の第１光導波路層２が形成されている。この第１光導波路層２は、例えばカリウム、ナトリウム、銀等の高屈折率元素を前記ガラス成分とイオン交換することにより形成される。２つのグレーティング３は、この第１光導波路層２の両端部（両端部近傍）表面にそれぞれ形成されている。これらのグレーティング３は、例えば酸化チタン、酸化亜鉛、ニオブ酸リチウム、ＧａＡｓにより作られ、前記第１光導波路層２より高い屈折率を有する。外周が傾斜した形状の第２光導波路層４は、前記２つのグレーティング３の間に位置する前記第１光導波路層２上に形成されている。この第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により作られ、前記第１光導波路層より高い屈折率を有する。
【００１１】
保護膜５は、前記グレーティング３を含む前記第１光導波路層２上に形成され、かつ前記第２光導波路層４上面に対応する部分に矩形状の開口部６が形成されている。この保護膜５は、例えばフッ素樹脂のような前記グレーティング３に比べて低屈折率を有する材料から作られている。例えば黒色顔料から作られた迷光トラッピング層７は、保護膜５の表面（前記開口部６の内面を除く）に形成されている。
【００１２】
なお、前記基板１の屈折率をη１、第１光導波路層２の屈折率をη２、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。
【００１３】
生体分子認識機能および情報変換機能を有する機能膜８は、前記開口部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。例えばポリカーボネートから作られる多孔質膜９は、前記開口部６から露出した前記機能膜８上に形成されている。
【００１４】
パルス状の電界が印加されるメッシュ状導電性薄膜１０は、前記多孔質膜９に直接接触するか、または所望の間隔をあけて対向配置されている。このメッシュ状導電性薄膜１０は、例えばチタンのスパッタ膜、チタン薄板（エッチングプレート）等から作られる。
【００１５】
次に、前述した光導波路型バイオケミカルセンサを製造方法の一例を図２、図３を参照して説明する。
【００１６】
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℃の溶融硝酸カリウム、溶融硝酸ナトリウム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を形成した後、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光導波路層より屈折率の高い材料の層１１を例えばＣＶＤ法等により形成する。
【００１７】
次いで、図２の（ｂ）に示すように前記層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前記第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を形成するとともに、前記第１光導波路層２上に２つのグレーティング形成層１２を第２光導波路層４の両側に隣接するように形成する。つづいて、これらグレーティング形成層１２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）に示すように前記第１光導波路層２の両端付近上に２つのグレーティング３を形成する。
【００１８】
次いで、前記グレーティング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前記グレーティング３に比べて低屈折率を有する材料の被膜を塗布した後、露光、現像処理を施すことにより図２の（ｄ）に示すように前記第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。つづいて、図３の（ｅ）に示すように保護膜５の表面（前記開口部６の内面を除く）に例えば顔料、色素入り樹脂からなる迷光トラッピング層７をＣＶＤ法、スピンコート法、真空蒸着法により形成する。
【００１９】
次いで、図３の（ｆ）に示すように前記保護膜５の開口部６から露出した前記第２光導波路層４表面部分に生体分子認識機能および情報変換機能を有する機能膜８を形成する。つづいて、図３の（ｇ）に示すように前記保護膜５の開口部６から露出した前記機能膜８上に例えばゲルから作られる多孔質膜９を形成する。この後、パルス状の電界が印加されるメッシュ状導電性薄膜１０を前記多孔質膜９に直接接触するか、または所望の間隔をあけて対向配置することにより前述した図１に示す光導波路型バイオケミカルセンサを製造する。
【００２０】
前述した図１に示す光導波路型バイオケミカルセンサの作用を説明する。
【００２１】
バイオケミカルセンサの生体分子認識機能および情報変換機能を有する機能膜８に設けられた多孔質膜９側に生体分子を含む検体を接触させ、この多孔質膜９の前方に配置されたメッシュ状導電性薄膜１０に外部から所望のパルス状電界を印加すると、前記検体中の生体分子が前記多孔質膜９を通して前記機能膜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。この生体分子は、前記機能膜８との間でバイオケミカル反応がなされる。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）および受光素子のような検出器２２をそれぞれバイオケミカルセンサの基板１の裏面左側および右側に配置し、前記光源２１からレーザ光を偏光フィルタ２３を通して前記バイオケミカルセンサの基板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（Ｔモード、ＴＥモード）に分割され、各光導波路層２，４を伝播する。このとき、生体分子認識機能および情報変換機能を有する機能膜８における前記検体中の生体分子のバイオケミカル反応に基づく変化（例えば吸光度変化）によりこの機能膜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。このように第１、第２の光導波路層２，４を伝播した光は、検出器２２側端付近においてそれら光導波路層２，４の界面で再び結合、干渉するため、前記第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、前記機能膜８における検体中の生体分子のバイオケミカル反応に基づく第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を通して前記検出器２２で検出することが可能になる。
【００２２】
したがって、図１に示す構造の第１実施形態の光導波路型バイオケミカルセンサによれば、生体分子認識機能および情報変換機能を有する機能膜８の前方にメッシュ状導電性薄膜１０を配置し、この導電性薄膜１０に外部から所望のパルス状電界を印加することにより検体中の生体分子を前記機能膜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、かつ光導波路を第１、第２の光導波路層２，４により構成して前記機能膜８における検体中の生体分子のバイオケミカル反応に基づく第２光導波路層４を伝播する光の極微な変化もそれらの層２，４界面での検出できるため、前記検体中の極微量の生体分子を高感度で分析することができる。
【００２３】
また、図１に示すようにグレーティング３を含む前記第１光導波路層２上に保護膜５を形成することによって、前記第１光導波路層２およびグレーティング３を外部圧力が直接加わるのを防止できる。このため、前記第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それら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を前記第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、前記第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、検体中の極微量の生体分子をより高感度で分析することが可能になる。
【００２４】
さらに、迷光トラッピング層７を前記保護膜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を伝播する光が前記保護膜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。
【００２５】
すなわち、第１光導波路層２を伝播する光が前記保護膜５との界面から保護膜５側に漏れると、前記保護膜５表面と外界（空気）との屈折率の差により前記漏光は保護膜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、前述した検体中の生体分子の検出感度を低下させる。これに対し、前記迷光トラッピング層７を前記保護膜５の表面に形成することによって、前記漏光が保護膜５表面で全反射することなくトラッピング層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、検体中の生体分子をより高感度で分析することが可能になる。
【００２６】
さらに、生体分子認識機能および情報変換機能を有する機能膜８を多孔質膜９で覆うことによって、前記機能膜８に対する検体中の不純物の影響、つまり機能膜８における検体中の生体分子のバイオケミカル反応に基づく変化によりこの機能膜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でき、検体中の極微量の生体分子をより一層高感度で分析することが可能になる。
【００２７】
なお、前述した第１実施形態では単一の機能膜を用いたが、図４に示すように第２光導波路層４上に形成された情報変換機能を有する第１機能膜８１とこの第１機能膜８１上に形成された生体分子認識機能を有する第２機能膜８２とに分割して構成してもよい。
【００２８】
また、前述した第１実施形態ではパルス状の電界を印加しているが、このパルス状電界に代えて、直流電流を印加することも可能である。
【００２９】
（第２実施形態）
図５は、この第２実施形態に用いられる光導波路型バイオケミカルセンサを示す断面図である。なお、図５において前述した第１実施形態で説明した図１と同様な部材は同符号を付して説明を省略する。
【００３０】
図５に示す光導波路型バイオケミカルセンサは、２つのグレーティング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）、インジウム錫酸化物（ＩＴＯ）から作られる第２光導波路層１３を形成し、かつこの第２光導波路層１３に所望のパルス状の電界を印加する構造を有する。ただし、パルス状電界に代えて、直流電流を印加することも可能である。
【００３１】
このような構成の光導波路型バイオケミカルセンサにおいて、その生体分子認識機能および情報変換機能を有する機能膜８に設けられた多孔質膜９側に生体分子を含む検体を接触させ、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１３に外部から所望のパルス状電界を印加すると、前記検体中の生体分子が前記多孔質膜９を通して前記機能膜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。この生体分子は、前記機能膜８との間でバイオケミカル反応がなされる。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）および受光素子のような検出器２２をそれぞれバイオケミカルセンサの基板１の裏面左側および右側に配置し、前記光源２１からレーザ光を偏光フィルタ２３を通して前記バイオケミカルセンサの基板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１３との界面で２つのモード（Ｔモード、ＴＥモード）に分割され、各光導波路層２，４を伝播する。このとき、生体分子認識機能および情報変換機能を有する機能膜８における前記検体中の生体分子のバイオケミカル反応に基づく変化（例えば吸光度変化）によりこの機能膜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。このように第１、第２の光導波路層２，１３を伝播した光は、検出器２２側端付近においてそれら光導波路層２，１３の界面で再び結合、干渉するため、前記第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、前記機能膜８における検体中の生体分子のバイオケミカル反応に基づく第２光導波路層１３を伝播する光の極微な変化も偏光フィルタ２４を通して前記検出器２２で検出することが可能になる。
【００３２】
したがって、図５に示す構造の第２実施形態の光導波路型バイオケミカルセンサによれば、生体分子認識機能および情報変換機能を有する機能膜８の後方に位置する第２光導波路層１３を導電性材料から作り、この第２光導波路膜１３に外部から所望のパルス状電界を印加することにより検体中の生体分子を前記機能膜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、かつ光導波路を第１、第２の光導波路層２，１３により構成して前記機能膜８における検体中の生体分子のバイオケミカル反応に基づく第２光導波路層１３を伝播する光の極微な変化もそれらの層２，１３界面での検出できるため、前記検体中の生体分子が極微量であっても、その量を高精度で測定することができる。
【００３３】
また、図５に示す光導波路型バイオケミカルセンサは第１光導波路層２上にこの第１光導波路層２に比べて低屈折率の保護膜５を形成したり、前記保護膜５の表面に迷光トラッピング層７を形成したり、あるいは生体分子認識機能および情報変換機能を有する機能膜８を多孔質膜９で覆ったりすることによって、前述した第１実施形態と同様な効果を発現することができる。
【００３４】
なお、前述した第２実施形態では単一の機能膜を用いたが、図６に示すように第２光導波路層１３上に形成された情報変換機能を有する第１機能膜８１とこの第１機能膜８１上に形成された生体分子認識機能を有する第２機能膜８２とに分割して構成してもよい。
【００３５】
【発明の効果】
以上詳述したように本発明によれば、検体中の極微量の血液、体液等の生体分子を高感度で分析することが可能な光導波路型バイオケミカルセンサを提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１実施形態に用いられる光導波路型バイオケミカルセンサを示す断面図。
【図２】図１の光導波路型バイオケミカルセンサの製造工程を示す断面図。
【図３】図１の光導波路型バイオケミカルセンサの製造工程を示す断面図。
【図４】本発明の第１実施形態に用いられる光導波路型バイオケミカルセンサの他の形態を示す断面図。
【図５】本発明の第２実施形態に用いられる光導波路型バイオケミカルセンサを示す断面図。
【図６】本発明の第２実施形態に用いられる光導波路型バイオケミカルセンサの他の形態を示す断面図。
【符号の説明】
１…基板、
２…第１光導波路層、
３…グレーティング、
４，１３…第２光導波路層、
５…保護膜、
７…迷光トラッピング層、
８，８１，８２…機能膜、
９…多孔質膜、
１０…メッシュ状導電性薄膜、
２１…光源、
２２…検出器、
２３，２４…偏光フィルタ。[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a biochemical sensor, and more particularly to a biochemical sensor for recognizing the amount and properties of biomolecules in an aqueous solution and an organism.
[0002]
[Prior art]
For example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 9-61346 discloses a planar optical waveguide type biochemical sensor. This biochemical sensor forms a pair of gratings on which light is incident and emitted on the substrate surface, forms a single optical waveguide layer on the substrate surface located between the gratings, and further forms a single optical waveguide layer on the optical waveguide layer. It has a structure in which a film having a molecular recognition function and an information conversion function is formed.
[0003]
In the biochemical sensor having such a structure, light such as laser light is applied to the optical waveguide layer through the grating in a state where biomolecules such as blood in a sample are in contact with a film having the molecular recognition function and the information conversion function. Incident, generate an evanescent wave, and detect a change amount of the evanescent wave caused by a reaction of the film on the optical waveguide layer with a biomolecule in the specimen by a light receiving element that receives light emitted from the grating. Then, the biomolecules in the sample are analyzed.
[0004]
[Problems to be solved by the invention]
However, the conventional biochemical sensor has a single optical waveguide layer, and the amount of change in the evanescent wave generated here has a limit in sensitivity in terms of sensitivity. There is a problem that it is not suitable for analyzing a very small amount of biomolecules.
[0005]
An object of the present invention is to provide an optical waveguide type biochemical sensor capable of analyzing a very small amount of biomolecules such as blood and body fluid in a sample with high sensitivity.
[0006]
[Means for Solving the Problems]
The optical waveguide type biochemical sensor according to the present invention, a substrate,
A first optical waveguide layer formed on the substrate surface;
Gratings respectively formed on both end surfaces of the first optical waveguide layer,
A second optical waveguide layer formed on the first optical waveguide layer located between the gratings and having a higher refractive index than the first optical waveguide layer;
A functional film having a biomolecule recognition function and an information conversion function formed on the second optical waveguide layer,
The mesh-like conductive thin film to which a pulse-like electric field is applied is characterized in that the mesh-like conductive thin film is opposed to the functional film at a desired interval.
[0007]
Another optical waveguide type biochemical sensor according to the present invention, a substrate,
A first optical waveguide layer formed on the substrate surface;
Gratings respectively formed on both end surfaces of the first optical waveguide layer,
A second optical waveguide layer formed on the first optical waveguide layer located between the gratings and having a higher refractive index than the first optical waveguide layer;
A functional film having a biomolecule recognition function and an information conversion function formed on the second optical waveguide layer,
The second optical waveguide layer is made of a conductive material and has a pulsed electric field applied thereto.
[0008]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, an optical waveguide type biochemical sensor of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
[0009]
(1st Embodiment)
FIG. 1 is a sectional view showing an optical waveguide type biochemical sensor used in the first embodiment.
[0010]
For example, a substrate 1 made of glass has a first optical waveguide layer 2 having a higher refractive index than the substrate 1 formed on the surface. The first optical waveguide layer 2 is formed by ion-exchanging a high refractive index element such as potassium, sodium, and silver with the glass component. The two gratings 3 are formed on the surfaces of both ends (near both ends) of the first optical waveguide layer 2, respectively. These gratings 3 are made of, for example, titanium oxide, zinc oxide, lithium niobate, or GaAs, and have a higher refractive index than the first optical waveguide layer 2. The second optical waveguide layer 4 having an inclined outer periphery is formed on the first optical waveguide layer 2 located between the two gratings 3. The second optical waveguide layer 4 is made of, for example, titanium oxide, zinc oxide, lithium niobate, or GaAs, and has a higher refractive index than the first optical waveguide layer.
[0011]
The protective film 5 is formed on the first optical waveguide layer 2 including the grating 3, and has a rectangular opening 6 at a portion corresponding to the upper surface of the second optical waveguide layer 4. The protective film 5 is made of a material having a lower refractive index than the grating 3, such as a fluororesin. For example, the stray light trapping layer 7 made of a black pigment is formed on the surface of the protective film 5 (excluding the inner surface of the opening 6).
[0012]
The refractive index of the substrate 1 is η 1 , the refractive index of the first optical waveguide layer 2 is η 2 , the refractive index of the grating 3 is η 3 , the refractive index of the second optical waveguide layer 4 is η 4, and the protective film 5 Is the refractive index of η 5 , the magnitude relationship between the refractive indices is η 4 ≧ η 3 > η 2 > η 1 > η 5 .
[0013]
A functional film 8 having a biomolecule recognition function and an information conversion function is formed on the surface of the second optical waveguide layer 4 exposed from the opening 6. For example, a porous film 9 made of polycarbonate is formed on the functional film 8 exposed from the opening 6.
[0014]
The mesh-shaped conductive thin film 10 to which a pulsed electric field is applied is in direct contact with the porous film 9 or is arranged facing the porous film 9 at a desired interval. The mesh-shaped conductive thin film 10 is made of, for example, a sputtered titanium film, a titanium thin plate (etching plate), or the like.
[0015]
Next, an example of a method for manufacturing the above-described optical waveguide type biochemical sensor will be described with reference to FIGS.
[0016]
First, as shown in FIG. 2A, the surface of a substrate 1 made of, for example, borosilicate glass is immersed in an ion-exchange solution such as molten potassium nitrate or molten sodium nitrate at 380 to 400 ° C. to remove potassium, sodium, or the like. After the first optical waveguide layer 2 is formed by ion exchange of a high refractive index element, a first optical waveguide layer such as titanium oxide, zinc oxide, lithium niobate, and GaAs is formed on the first optical waveguide layer 2. The layer 11 of a material having a higher refractive index is formed by, for example, a CVD method.
[0017]
Next, as shown in FIG. 2B, the second optical waveguide layer 4 having a shape whose outer periphery is inclined is formed near the center of the first optical waveguide layer 2 by patterning the layer 11 by a photoetching technique. At the same time, two grating forming layers 12 are formed on the first optical waveguide layer 2 so as to be adjacent to both sides of the second optical waveguide layer 4. Subsequently, two gratings 3 are formed on the vicinity of both ends of the first optical waveguide layer 2 as shown in FIG. 2C by patterning these grating forming layers 12 by a photoetching technique.
[0018]
Next, after coating a material having a lower refractive index than the grating 3 such as a photosensitive fluororesin on the first optical waveguide layer 2 including the grating 3 and the second optical waveguide layer 4, for example, The protective film 5 made of a photosensitive fluororesin having a rectangular opening 6 at a position corresponding to the surface of the second optical waveguide layer 4 as shown in FIG. To form Subsequently, as shown in FIG. 3E, a stray light trapping layer 7 made of, for example, a resin containing a pigment or a dye is formed on the surface of the protective film 5 (excluding the inner surface of the opening 6) by a CVD method, a spin coating method, or a vacuum method. It is formed by an evaporation method.
[0019]
Next, as shown in FIG. 3F, a functional film 8 having a biomolecule recognition function and an information conversion function is formed on the surface of the second optical waveguide layer 4 exposed from the opening 6 of the protective film 5. Subsequently, as shown in FIG. 3G, a porous film 9 made of, for example, a gel is formed on the functional film 8 exposed from the opening 6 of the protective film 5. Thereafter, the mesh-shaped conductive thin film 10 to which a pulsed electric field is applied is brought into direct contact with the porous film 9 or is opposed to the porous film 9 at a desired interval to thereby form the optical waveguide type thin film shown in FIG. Manufacture biochemical sensors.
[0020]
The operation of the optical waveguide type biochemical sensor shown in FIG. 1 will be described.
[0021]
A sample containing biomolecules is brought into contact with a porous film 9 provided on a functional film 8 having a biomolecule recognizing function and an information converting function of a biochemical sensor, and a mesh-shaped conductive material disposed in front of the porous film 9. When a desired pulsed electric field is applied to the functional thin film 10 from the outside, a so-called slightly invasive action is performed in which biomolecules in the specimen are efficiently extracted into the functional film 8 through the porous film 9. The biomolecule undergoes a biochemical reaction with the functional film 8. In such a state, as shown in FIG. 1, a light source 21 (for example, a semiconductor laser having a wavelength of 650 nm) and a detector 22 such as a light receiving element are disposed on the left and right sides of the back surface of the substrate 1 of the biochemical sensor, respectively. When the laser light from 21 is incident on the back side of the substrate 1 of the biochemical sensor through the polarizing filter 23, the laser light is refracted at the interface between the grating 3 and the first optical waveguide layer 2 through the substrate 1 and the first optical waveguide layer 2 is propagated. The laser light propagating through the first optical waveguide layer 2 is split into two modes (T mode and TE mode) at the interface with the second optical waveguide layer 4 having a higher refractive index than the first optical waveguide layer 2. The light propagates through each of the optical waveguide layers 2 and 4. At this time, a change (for example, a change in absorbance) based on the biochemical reaction of the biomolecule in the sample in the functional film 8 having the biomolecule recognition function and the information conversion function propagates through the second optical waveguide layer 4 immediately below the functional film 8. The intensity of the emitted light changes. The light that has propagated through the first and second optical waveguide layers 2 and 4 is coupled and interfered again at the interface between the optical waveguide layers 2 and 4 near the detector 22 side end. A change in the intensity of light propagating through the layer 4 can be amplified. As a result, even the minute change in the light propagating through the second optical waveguide layer 4 based on the biochemical reaction of the biomolecule in the specimen in the functional film 8 can be detected by the detector 22 through the polarizing filter 24. .
[0022]
Therefore, according to the optical waveguide type biochemical sensor of the first embodiment having the structure shown in FIG. 1, the mesh-shaped conductive thin film 10 is disposed in front of the functional film 8 having the biomolecule recognition function and the information conversion function. By applying a desired pulsed electric field from the outside to the conductive thin film 10, it is possible to efficiently extract biomolecules in the sample to the functional film 8, that is, a so-called slight invasive action can be achieved. And the second optical waveguide layers 2 and 4, the minute change of the light propagating through the second optical waveguide layer 4 based on the biochemical reaction of the biomolecule in the specimen in the functional film 8 is also small. Since detection can be performed at four interfaces, a very small amount of biomolecules in the sample can be analyzed with high sensitivity.
[0023]
Further, as shown in FIG. 1, by forming the protective film 5 on the first optical waveguide layer 2 including the grating 3, it is possible to prevent the external pressure from being directly applied to the first optical waveguide layer 2 and the grating 3. . Therefore, it is possible to prevent the light propagating through the first optical waveguide layer 2 from leaking to the outside due to a change in the refractive index of the first optical waveguide layer 2 and the grating 3 due to a change in the refractive index of the members caused by the external pressure being applied directly. In addition, since the protective film 5 is formed of a material having a lower refractive index than that of the first optical waveguide layer 2, light propagating through the first optical waveguide layer 2 is transmitted between the first optical waveguide layer 2 and the protective film 5. Since the light can be effectively reflected at the interface and sealed in the first optical waveguide layer 2, it is possible to prevent light from leaking from the first optical waveguide layer 2 to the outside. As a result, it becomes possible to analyze a very small amount of biomolecules in the sample with higher sensitivity.
[0024]
Further, by forming the stray light trapping layer 7 on the surface of the protective film 5 (except for the inner surface of the opening 6), light propagating through the first optical waveguide layer 2 is transferred from the interface with the protective film 5 to the protective film 5 When the light leaks to the side, the light leak can be trapped by the stray light trapping layer 7.
[0025]
That is, when light propagating through the first optical waveguide layer 2 leaks from the interface with the protective film 5 to the protective film 5 side, the light leakage is protected by the difference in the refractive index between the surface of the protective film 5 and the outside world (air). Since the light is totally reflected on the surface of the film 5 and is incident on the second optical waveguide layer 4 as stray light, the detection sensitivity of the biomolecule in the specimen described above is reduced. On the other hand, by forming the stray light trapping layer 7 on the surface of the protective film 5, the light leakage can be trapped by the trapping layer 7 without being totally reflected on the surface of the protective film 5. It is possible to prevent the light from entering the layer 4 as stray light, and it is possible to analyze the biomolecules in the sample with higher sensitivity.
[0026]
Further, by covering the functional film 8 having the biomolecule recognition function and the information converting function with the porous film 9, the influence of impurities in the sample on the functional film 8, that is, the biochemical of the biomolecules in the sample on the functional film 8 is measured. Due to the change based on the reaction, a disturbance acting on a change in the intensity of light propagating through the second optical waveguide layer 4 immediately below the functional film 8 can be reduced, and a very small amount of biomolecules in the sample can be analyzed with even higher sensitivity. It becomes possible.
[0027]
While in the first embodiment described above with a single functional film, the first functional film 8 1 Toko having an information conversion function, which is formed on the second optical waveguide layer 4 as shown in FIG. 4 1 functional film 8 1 second functional film 82 and may be configured by being divided into having formed biomolecular recognition on.
[0028]
In the first embodiment described above, a pulse-like electric field is applied, but a direct current can be applied instead of the pulse-like electric field.
[0029]
(2nd Embodiment)
FIG. 5 is a sectional view showing an optical waveguide type biochemical sensor used in the second embodiment. In FIG. 5, the same members as those in FIG. 1 described in the first embodiment described above are denoted by the same reference numerals, and description thereof will be omitted.
[0030]
In the optical waveguide type biochemical sensor shown in FIG. 5, a conductive material having a higher refractive index than the first optical waveguide layer 2, for example, tin oxide (SnO) is provided on the first optical waveguide layer 2 located between the two gratings 3. 2 ) The second optical waveguide layer 13 made of indium tin oxide (ITO) is formed, and a desired pulsed electric field is applied to the second optical waveguide layer 13. However, a direct current can be applied instead of the pulsed electric field.
[0031]
In the optical waveguide type biochemical sensor having such a configuration, a sample containing a biomolecule is brought into contact with the porous membrane 9 provided on the functional membrane 8 having the biomolecule recognizing function and the information converting function. When a desired pulsed electric field is externally applied to the second optical waveguide layer 13 made of a conductive material disposed behind the conductive film 9, the biomolecules in the specimen are efficiently transferred to the functional film 8 through the porous film 9. A well-extracted, so-called slightly invasive action is performed. The biomolecule undergoes a biochemical reaction with the functional film 8. In such a state, as shown in FIG. 5, a light source 21 (for example, a semiconductor laser having a wavelength of 650 nm) and a detector 22 such as a light receiving element are disposed on the left and right sides of the back surface of the substrate 1 of the biochemical sensor, respectively. When the laser light from 21 is incident on the back side of the substrate 1 of the biochemical sensor through the polarizing filter 23, the laser light is refracted at the interface between the grating 3 and the first optical waveguide layer 2 through the substrate 1 and the first optical waveguide layer 2 is propagated. The laser light propagating through the first optical waveguide layer 2 is split into two modes (T mode and TE mode) at the interface with the second optical waveguide layer 13 having a higher refractive index than the first optical waveguide layer 2. The light propagates through each of the optical waveguide layers 2 and 4. At this time, a change (for example, a change in absorbance) based on the biochemical reaction of the biomolecule in the sample in the functional film 8 having the biomolecule recognition function and the information conversion function propagates through the second optical waveguide layer 4 immediately below the functional film 8. The intensity of the emitted light changes. The light that has propagated through the first and second optical waveguide layers 2 and 13 is coupled and interfered again at the interface between the optical waveguide layers 2 and 13 near the detector 22 side end. A change in the intensity of light propagating through the layer 4 can be amplified. As a result, even the minute change in the light propagating through the second optical waveguide layer 13 based on the biochemical reaction of the biomolecule in the specimen in the functional film 8 can be detected by the detector 22 through the polarizing filter 24. .
[0032]
Therefore, according to the optical waveguide type biochemical sensor of the second embodiment having the structure shown in FIG. 5, the second optical waveguide layer 13 located behind the functional film 8 having the biomolecule recognition function and the information conversion function is electrically conductive. The material is made of a material, and by applying a desired pulsed electric field to the second optical waveguide film 13 from the outside, a so-called slightly invasive action of efficiently extracting biomolecules in the specimen to the functional film 8 can be achieved. The optical waveguide is composed of the first and second optical waveguide layers 2 and 13, and the minute light of the light propagating through the second optical waveguide layer 13 based on the biochemical reaction of the biomolecule in the specimen in the functional film 8. Since the change can be detected at the interface between the layers 2 and 13, even if the amount of the biomolecule in the sample is extremely small, the amount can be measured with high accuracy.
[0033]
In the optical waveguide type biochemical sensor shown in FIG. 5, a protective film 5 having a lower refractive index than that of the first optical waveguide layer 2 is formed on the first optical waveguide layer 2, or the surface of the protective film 5 By forming the stray light trapping layer 7 or covering the functional film 8 having the biomolecule recognition function and the information conversion function with the porous film 9, the same effect as in the first embodiment described above can be exhibited. it can.
[0034]
While in the second embodiment described above with a single functional film, the first functional film 8 1 Toko having an information conversion function, which is formed on the second optical waveguide layer 13 as shown in FIG. 6 1 functional film 8 1 second functional film 82 and may be configured by being divided into having formed biomolecular recognition on.
[0035]
【The invention's effect】
As described above in detail, according to the present invention, it is possible to provide an optical waveguide type biochemical sensor capable of analyzing a very small amount of biomolecules such as blood and body fluid in a sample with high sensitivity.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a sectional view showing an optical waveguide type biochemical sensor used in a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a sectional view showing a manufacturing process of the optical waveguide type biochemical sensor of FIG. 1;
FIG. 3 is a sectional view showing a manufacturing process of the optical waveguide type biochemical sensor of FIG. 1;
FIG. 4 is a sectional view showing another embodiment of the optical waveguide type biochemical sensor used in the first embodiment of the present invention.
FIG. 5 is a sectional view showing an optical waveguide type biochemical sensor used in a second embodiment of the present invention.
FIG. 6 is a sectional view showing another embodiment of the optical waveguide type biochemical sensor used in the second embodiment of the present invention.
[Explanation of symbols]
1 ... substrate,
2. First optical waveguide layer,
3 ... Grating,
4,13 ... second optical waveguide layer,
5 ... protective film,
7 ... Stray light trapping layer
8, 8 1, 8 2 ... functional film,
9 ... porous membrane,
10: mesh-like conductive thin film,
21 ... light source,
22 ... detector,
23, 24 ... Polarizing filters.

Claims (5)

基板と、
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表面にそれぞれ形成されたグレーティングと、
前記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、この第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生体分子認識機能および情報変換機能を有する機能膜と
を具備し、
電界が印加されるメッシュ状導電性薄膜は、前記機能膜に対して所望の間隔をあけて対向配置されることを特徴とする光導波路型バイオケミカルセンサ。A substrate,
A first optical waveguide layer formed on the substrate surface;
Gratings respectively formed on both end surfaces of the first optical waveguide layer,
A second optical waveguide layer formed on the first optical waveguide layer located between the gratings and having a higher refractive index than the first optical waveguide layer;
A functional film having a biomolecule recognition function and an information conversion function formed on the second optical waveguide layer,
An optical waveguide-type biochemical sensor, wherein a mesh-like conductive thin film to which an electric field is applied is disposed to face the functional film at a desired interval. 基板と、
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表面にそれぞれ形成されたグレーティングと、
前記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、この第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生体分子認識機能および情報変換機能を有する機能膜と
を具備し、
前記第２光導波路層は、導電性材料から作られると共に電界が印加されることを特徴とする光導波路型バイオケミカルセンサ。A substrate,
A first optical waveguide layer formed on the substrate surface;
Gratings respectively formed on both end surfaces of the first optical waveguide layer,
A second optical waveguide layer formed on the first optical waveguide layer located between the gratings and having a higher refractive index than the first optical waveguide layer;
A functional film having a biomolecule recognition function and an information conversion function formed on the second optical waveguide layer,
An optical waveguide type biochemical sensor, wherein the second optical waveguide layer is made of a conductive material and an electric field is applied. 前記第１光導波路層に比べて低屈折率を有する保護膜は、さらに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膜が露出するように形成されることを特徴とする請求項１または２記載の光導波路型バイオケミカルセンサ。2. The protective film having a lower refractive index than the first optical waveguide layer is formed such that the functional film is exposed on the first optical waveguide layer including the grating. 3. Or the optical waveguide type biochemical sensor according to 2. 迷光トラッピング層は、さらに前記保護膜上に形成されることを特徴とする請求項３記載の光導波路型バイオケミカルセンサ。The optical waveguide type biochemical sensor according to claim 3, wherein a stray light trapping layer is further formed on the protective film. 多孔質膜は、さらに前記機能膜上に形成されることを特徴とする請求項１ないし４いずれか記載の光導波路型バイオケミカルセンサ。The optical waveguide type biochemical sensor according to any one of claims 1 to 4, wherein a porous film is further formed on the functional film.
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