人体的60％由水分构成，剩余40％中的一半由蛋白质构成，人体的 细胞、肌肉、皮肤的大部分由蛋白质构成。因此，认为疾病与蛋白质的 变异相关的情况较多，在癌症、流感及其他疾病中，伴随疾病的发展， 体内(血液中等)特定的蛋白质增加。
因此，通过监视特定的蛋白质的状态(特定的蛋白质的有无及其数 量等)，可以得知疾病的感染、发展状况，目前关于数十种类型的蛋白质， 已确认到与疾病的相关。例如，伴随肿瘤(癌症)的发展而增加的活体 分子被称为肿瘤标记，根据肿瘤的产生部位，分别确定不同的肿瘤标记。
并且，活体内的蛋白质、DNA、糖链这些活体分子大多直接涉及到 疾病的产生，所以通过分析这些活体分子之间的相互作用，可以判明疾 病的机理，进行特效药的开发。
包括上述肿瘤标记在内，作为简便且高精度地测定特定蛋白质的有 无及其数量的工具，已经有生化传感器，并期待今后能够在防止错误诊 断、早期诊断、预防医疗等方面应用。
作为检测蛋白质等活体分子的相互作用的方法，采用表面等离子体 共振。所说表面等离子体共振(SPR：Surface Plasmon Resonance)，是指 通过金属表面的自由电子与电磁波(光)的相互作用产生的共振现象， 与荧光检测方式相比，不需要利用荧光物质标识试样，所以作为一种简 便方法受到关注。采用表面等离子体共振的传感器有传输式表面等离子 体共振传感器和局部存在式表面等离子体共振传感器。
利用图1(a)-(d)简单说明传输式表面等离子体共振传感器的原 理。传输式表面等离子体共振传感器11如图1(a)、(c)所示，在玻璃 基板12的表面形成厚约50nm的Au、Ag等金属膜13。该传输式表面等 离子体共振传感器11从玻璃基板12侧照射光，在玻璃基板12与金属膜 13的界面上对光进行全反射。通过接受全反射的光并测定光的反射率， 可以传感活体分子等。
即，通过改变光的射入角θ进行该反射率测定，如图1(b)所示， 在某个射入角(共振射入角)θ1处反射角大大衰减。当射入到玻璃基板 12与金属膜13的界面的光在该界面上全反射时，在该界面产生的瞬逝光 (邻近场光)与金属的表面等离子体波相互作用。并且，在某个特定波 长和特定射入角时，光的能量被吸收到金属膜13中，金属膜13中的自 由电子的振动能量变化，光的反射率明显下降。
该共振条件取决于金属膜13的周边物质的介质常数(折射率)，所 以被用作高灵敏度地检测周边物质的物性变化的方法。尤其在用作生化 传感器时，如图1(a)所示，预先在金属膜1 3的表面固定与特定蛋白质 (抗原)特异键合的抗体1 4(探针)。当导入其中的检查试样15中存在 作为目标的抗原16时，如图1(c)所示，抗原16与抗体14特异键合。 并且，通过抗原16键合，金属膜13的周边折射率变化，共振波长和共 振射入角变化。因此，通过测定导入检查试样15前后的共振波长的变化、 共振射入角的变化、或者共振波长和共振射入角的时间上的变化，可以 检查检查试样15中是否含有抗原16。并且，也可以检查含有何种程度浓 度的抗原16。
图1(d)表示反射率对射入角θ的依赖性的测定结果的一例。在图1 (d)中，虚线表示导入检查试样15前的反射率波谱17a，实线表示导入 检查试样15并且抗原16键合到抗体14后的反射率波谱17b。这样测定 导入检查试样15前后的共振射入角的变化Δθ时，可以检查检查试样15 是否含有抗原16。并且，也可以检查抗原16的浓度，还可以检查有无特 定的病原体和有无疾病等。
另外，在普通的传输式表面等离子体共振传感器中，使用棱镜向玻 璃基板导入光。因此，传感器的光学系统复杂且大型化，而且需要利用 匹配油紧密粘接传感器用芯片(玻璃基板)和棱镜。为了消除这种不易 操作的问题，例如专利文献1提出利用了衍射光栅的传输式表面等离子 体共振传感器。
专利文献1公开的传输式表面等离子体共振传感器如图2所示，在 基板18的表面上形成金属膜19，在金属膜19上离散地层叠薄膜而形成 衍射光栅20(光栅)。
在该传输式表面等离子体共振传感器中，在向衍射光栅20照射光 时，照射光通过衍射光栅20反射，根据衍射现象产生瞬逝光。并且，通 过向衍射光栅20照射光，在衍射光栅20的表面产生表面等离子体波。 并且，在以特定的射入角照射某个波长的光时，瞬逝光与表面等离子体 波共振，产生表面等离子体共振。因此，即使在该传输式表面等离子体 共振传感器中，例如通过在衍射光栅20上固定抗体，可以检测特定的抗 原。
这种衍射光栅式传输SPR传感器有剖面呈矩形波状的传感器，但是 一般大多呈正弦波形状。并且，衍射光栅式传输SPR传感器的凹凸发挥 衍射光栅的作用，所以优选其凹凸比(duty ratio)为1∶1。
图3表示凹凸形状的衍射光栅。把该衍射光栅20的间距设为P，即， 把凸部(光反射面)的宽度设为P/2，把凹部的宽度也设为P/2，把射入 光的射入角设为θ，把衍射光的射出角设为φ。在相邻的凸部之间反射的 光的光路差根据图3所示为Pcosθ-Pcosφ。因此，如果把射入光的波长 设为λ，则反射光的相位一致而互相增强的条件为：
cosθ-cosφ＝m·λ/P
其中，m＝0、±1、…表示衍射次数。该式中左边的最大值为2，所以为 了使产生衍射，需要使(λ/P)＜2。
因此，在这种衍射光栅式传输SPR传感器中，在传感器使用可见光 区域(λ＝400-800nm)的光时，作为在整个可见光区域中产生衍射的条 件，P＞400nm是必要条件。
并且，在衍射光栅式传输SPR传感器中，一般从倾斜方向射入光。
其结果是，在衍射光栅式传输SPR传感器中，具有宽达数百纳米的 传感区域。
下面，说明局部存在式表面等离子体共振传感器。局部存在式表面 等离子体共振传感器将通过表面等离子体共振产生的自由电子振动固定 在金属纳米结构的局部区域中，其传感区域为几十纳米，被认为相比传 输式表面等离子体共振传感器非常小。
作为局部存在式表面等离子体共振传感器，例如有专利文献2公开 的传感器。该局部存在式表面等离子体共振传感器21使用平均粒径为几 十纳米的金属微粒(金属纳米微粒)实现了金属纳米结构。在该传感器 21中，在金属微粒的胶态溶液中浸渍玻璃基板22，在玻璃基板22的表 面分布金属微粒23。并且，如图4(a)所示，从玻璃基板22的背面侧 垂直射入光，测试透射玻璃基板22的光的强度。利用分光单元将所接受 的透射光分光，求出各个波长的吸光度，如图4(b)所示，在某个波长 (共振波长)时产生吸光度的峰值。
该共振现象通过光(电磁波)的交流电场使金属微粒23中的自由电 子振动，光与自由电子以某个振动频率共振，自由电子吸收光能量，在 共振波长时吸光度达到峰值。
该现象也受到金属微粒23的周围的介质常数(折射率)的影响，所 以当金属微粒上附着有某种电介质物质(例如抗原)时，吸光度变化。 例如，在电介质物质附着在金属微粒上之前为图4(b)中利用虚线表示 的吸光度特性24a，但是在附着后变化为图4(b)中利用实线表示的吸 光度特性24b。因此，通过读取吸光度的峰值变化，可以检测有无附着电 介质物质及附着量。
【专利文献1】日本特开2002-357543号公报
【专利文献2】日本特开2000-356587号公报
【非专利文献1】岡本隆之，“金属ナノ粒子相互作用およびバ イオセンサに関する調查研究”(図2)，プラズモニツク研究会，平成 14年度科学研究費補助金(基礎研究C)，研究成果報告書，http： //www.plasmon.jp/index.html
【非专利文献2】N.Felidj et al.”Controlling the optical response of regular arrays of gold particles for surface-enhanced Raman scattering”， Phys.Rev.B 65.075419(2002)
在表面等离子体共振传感器中，如上所述有传输式表面等离子体共 振传感器和局部存在式表面等离子体共振传感器。但是，在传输式表面 等离子体共振传感器中，传感区域距玻璃基板表面比蛋白质的尺寸(十 纳米左右)大数百纳米。因此，该传感器容易受到检查试样的温度变化 和检查试样中的夹杂物(例如检查对象以外的蛋白质)的影响，在生化 传感器中，对于不键合在抗体中而游浮于检查试样中的抗原也具有灵敏 度。这些成为噪声的原因，使得S/N比减小，难以制造高灵敏度的传感 器。并且，为了制造高灵敏度的传感器，需要清除成为噪声原因的夹杂 物的步骤和将检查试样的温度保持恒定的严格的温度控制单元，导致装 置变大型，而且装置成本升高。
对此，在局部存在式表面等离子体共振传感器中，产生于金属微粒 (金属纳米微粒)表面的邻近场成为传感区域，所以能够实现衍射界限 以下的几十纳米的灵敏度区域。其结果是，在局部存在式表面等离子体 共振传感器中，对于在远离金属微粒的区域中游浮的检查对象物不具有 灵敏度，只对在金属微粒表面的非常狭小的区域中附着的检查对象物具 有灵敏度，有可能实现更高灵敏度的传感器。并且，根据该传感器，不 需要将检查试样的温度控制为恒定温度的严格的温度控制单元。
在使用了金属微粒的局部存在式表面等离子体共振传感器中，由于 对远离金属微粒而游浮的检查对象物不具有灵敏度，所以噪声成分减少， 从这个意义上讲，灵敏度高于传输式表面等离子体共振传感器。但是， 在利用了在Au、Ag等金属微粒中产生的表面等离子体共振的传感器中， 能够从附着在金属微粒表面上的检查对象物得到的信号的强度减小，从 这个意义上讲，灵敏度依旧较低，或者灵敏度不够。
非专利文献1是专利文献2的发明者的论文。图5是从非专利文献 1(图2)引用的，表示“将堆积了平均粒径20nm的金纳米微粒的玻璃 基板浸渍在具有各种折射率的液体中时的吸收波谱”。使用图5，求出该 传感器的灵敏度、即接近传感器的媒介的折射率变化1时的共振波长的 变化，其灵敏度约为100nm/RIU，不能获得充足的灵敏度。
另外，该灵敏度值通过从图5读取媒介的折射率从1.333(水)变化 为1.737(Diiodemethane)时的共振波长的变化为30nm进行计算。
灵敏度＝30/(1.737-1.333)＝74[nm/RIU]
并且，预测比该值略大，把该传感器的灵敏度设为100nm/RIU左右。
并且，在专利文献2的局部存在式表面等离子体共振传感器中，使 用将玻璃基板浸渍在胶态溶液中并将金属微粒固定在玻璃基板上的方 法，所以即使通过相同工艺制造，金属微粒的分布密度也不会恒定，分 布密度的离散性较大。另外，在金属微粒的分布密度较小时，如图6(a) 所示，能够比较容易地将金属微粒之间分离，但是在金属微粒的分布密 度较大时，如在图6(b)的圆圈内看到的那样，产生金属微粒的冷凝， 难以稳定质量。因此，在商品化时，批量生产成为问题，尤其在为了提 高灵敏度而增大金属微粒的分布密度时，存在批量生产性更差的问题。
在非专利文献2中公开了利用电子束制造使金属微粒均匀排列的金 属纳米结构的方法。按照图7(a)-(f)说明该方法。首先，如图7(a) 所示，在基板25的整个面上涂覆光电抗蚀剂26。然后，如图7(b)所 示，在该基板25上的金属微粒形成位置，依次向光电抗蚀剂26注入电 子束27，使光电抗蚀剂26可以在电子束27的注入位置溶化。并且，对 该光电抗蚀剂26实施显影处理时，如图7(c)所示，光电抗蚀剂26的 可溶化部分被去除，在光电抗蚀剂26的金属微粒形成位置开口有孔28。 如图7(d)所示，从该光电抗蚀剂26上堆积Cr 29，在孔28内露出的基 板25的表面上也堆积Cr 29。然后，如图7(e)所示，从光电抗蚀剂26 上堆积Au 30时，在孔28内的Cr 29上堆积Au 30。然后，将基板25浸 渍在蚀刻液中，剥离光电抗蚀剂26时，如图7(f)所示，在基板25的 表面以所期望图案形成金属微粒(Au 30)。图8是表示这样得到的金属 微粒的图案的图(引用自非专利文献2)，看起来发白的部分表示金属微 粒。
根据图7所示的方法，虽然能够利用任意的配置图案形成金属微粒， 但是在注入电子束的步骤中，需要利用聚束的电子束一个部位一个部位 地描画，所以花费时间。因此，要想制造一个传感器用芯片，大约需要 半天，制造生产能力非常低。因此，这种方法也难以做到批量生产，不 能实现低成本的传感器用芯片。

本发明的表面等离子体共振传感器包括：表面等离子体共振传感器 用芯片、向所述表面等离子体共振传感器用芯片照射光的光源、以及接 受由所述表面等离子体共振传感器用芯片反射的光的光检测器，所述表 面等离子体共振传感器的特征在于，所述表面等离子体共振传感器用芯 片具有基板、和形成为覆盖所述基板表面的至少一部分的金属层，在所 述金属层的表面形成有多个凹部，所述凹部内的内壁面具有至少一组对 置的金属层表面，在所述对置的金属层表面产生局部存在的共振电场， 从所述光源射出并射入到所述传感器用芯片的表面、并且在所述金属层 表面的包括所述凹部的区域反射的光，由所述光检测器接受，由此测定 所述传感器用芯片上的反射率或者由所述光检测器接受的光强度。其中， 所说局部存在的共振电场是指共振电场不沿着金属表面传输，通过共振 而增强的电场的区域小于射入光的衍射界限的共振电场。
本发明的表面等离子体共振传感器用芯片包括基板和形成为覆盖所 述基板表面的至少一部分的金属层，在所述金属层的表面接受光，所述 表面等离子体共振传感器用芯片的特征在于，在所述金属层的表面形成 有多个凹部，所述凹部内的内壁面具有至少一组对置的金属层表面，在 所述对置的金属层表面产生局部存在的共振电场。
在本发明的表面等离子体共振传感器用芯片中，在向包括形成于金 属层的纳米尺寸的凹部在内的区域垂直射入光时，在凹部内对置的金属 侧面中的自由电子与射入光之间发生键合，在凹部内部集中了较强的电 场，产生较强的局部存在式表面等离子体共振。在产生表面等离子体共 振时，光的能量被金属层的表面等离子体波吸收，所以在某个波长(共 振波长)时光的反射率或者由光检测器接受的光强度降低。
本发明涉及的表面等离子体共振传感器用芯片的制造方法用于制造 本发明涉及的表面等离子体共振传感器用芯片，其特征在于，该方法包 括：制作具有凸图案的压模的步骤；在未固化的树脂上按压所述压模， 由此将所述压模的凸图案转印在该树脂上，通过使该树脂固化，形成所 述基板，并且利用所述凸图案的翻转形状，在所述基板的表面上形成凹 坑的步骤；以及在所述基板的表面上堆积金属而形成所述金属层，利用 反映所述凹坑的形状而形成的金属层来形成所述凹部的步骤。
另外，本发明用于解决所述课题的手段具有适当组合构成要素的特 征，本发明可以实现基于这种构成要素的组合而得到的许多变形。
附图说明
图1(a)、(b)、(c)和(d)是说明以往的传输式表面等离子体共振 传感器的原理的图。
图2是表示使用了衍射光栅的以往的传输式表面等离子体共振传感 器的结构的简图。
图3是表示在使用了衍射光栅的以往的传输式表面等离子体共振传 感器中射入光发生衍射的状态的图。
图4(a)是表示以往的局部存在式表面等离子体共振传感器的结构 的简图，图4(b)是表示利用图4(a)所示的局部存在式表面等离子体 共振传感器测定的吸光度特性的示例图。
图5是表示利用图4的局部存在式表面等离子体共振传感器测定的 “将堆积了平均粒径为20nm的金纳米微粒的玻璃基板浸渍在具有各种 折射率的液体中时的吸收波谱”的图。
图6(a)是表示利用将玻璃基板浸渍在胶态溶液中并将金属微粒固 定在玻璃基板上的方法，以较小的分布密度固定金属微粒的状态的图， 图6(b)是表示以较大的分布密度在基板上固定金属微粒的状态的图。
图7(a)-(f)是说明利用电子束制造使金属微粒均匀排列的金属 纳米结构的方法的图。
图8是表示根据图7的方法得到的金属微粒的图案的图。
图9是表示本发明的实施方式1涉及的局部存在式表面等离子体共 振传感器的结构的图。
图10(a)是表示图9的局部存在SPR传感器使用的流动室(flow cell) 的结构的分解立体图，图10(b)是装配状态下的剖面图。
图11(a)是表示流动室的测定区域的俯视图，图11(b)是将图11 (a)的一部分放大的图，图11(c)是图11(b)的剖面图。
图12是表示射入测定区域的光的偏振光面与凹部的长度方向的关 系的剖面图。
图13是表示射入金属微粒的光的电场的简图。
图14是表示实施方式1的试制品的一个凹部的剖面形状的图。
图15是表示对图14所示的试制品进行模拟而求出的反射率波谱的 图。
图16是表示使用图14的试制品实测的反射率波谱的图。
图17是表示凹部内部及其附近的电场分布的模拟结果的图。
图18是表示改变凹部的宽度Wm和深度Dm时的共振波长的变化的 图。
图19是表示把凹部的宽度固定为60nm、改变深度Dm时的反射率 波谱的图。
图20是表示深度不同的实施方式1的试制品的一个凹部的剖面形状 的图。
图21是表示对图20的试制品进行模拟而求出的反射率波谱的图。
图22是表示使用图20的试制品实测的反射率波谱的图。
图23是表示改变凹部的宽度Wm和深度Dm时的峰半值宽度的变化 的图。
图24是用于说明峰半值宽度的定义的图。
图25是表示改变凹部的宽度Wm和深度Dm时的传感器灵敏度的变 化的图。
图26是表示凹部的侧壁面的倾斜角和传感器灵敏度的关系的图。
图27(a)是表示底面没有金属层的凹部的剖面图，图27(b)是表 示其反射率波谱的图。
图28(a)是表示底面具有金属层的凹部的剖面图，图28(b)是表 示其反射率波谱的图。
图29(a)-(f)是说明实施方式1的传感器用芯片的制造步骤的 图。
图30是表示通过图26(a)-(f)的步骤制造的传感器用芯片的剖 面的图。
图31是表示实施方式的局部存在SPR传感器的变形例的简图。
图32(a)是表示本发明的实施方式1的凹部的剖面的图。图32(b) 是表示本发明的实施方式2的凹部的剖面的图。
图33(a)是表示本发明的实施方式1的试制品的凹部的剖面的图。 图33(b)是表示本发明的实施方式2的试制品的凹部的剖面的图。
图34是表示凹部的底面的抬起高度K和共振波长的位移量Δλ的关 系的图。
图35(a)-(f)是说明实施方式2的传感器用芯片的制造步骤的 图。
图36(a)-(d)是说明实施方式2的传感器用芯片的其他制造步 骤的图。
图37是说明图36的制造步骤中的溅射步骤的图。
图38是表示利用图36和图37所示的制造方法实际制造的传感器用 芯片的AFM像的图。
图39是表示图38所示传感器用芯片的剖面分布的图。
图40(a)是本发明的实施方式3的传感器用芯片的测定区域44的 俯视图，图40(b)是将图40(a)的一部分放大的图。
图41(a)、(b)是表示实施方式1中的固定化层等固定区域的俯视 图和剖面图。
图42(a)、(b)是表示实施方式3中的固定化层等固定区域的俯视 图和剖面图。
图43是表示将检查试样溶液流入侧的侧壁面的倾斜角减小的凹部 57的剖面图。
图44(a)是表示隔着固定化层固定抗体和抗原的传感器用芯片的局 部剖面图。图44(b)是表示固定在固定化层上的抗体以及与抗体特异键 合的抗原的图。
图45是表示使包含抗体和抗原的检查试样溶液流入将固定化层固 定的传感器用芯片时的共振波长的变化的图。
图46(a)是表示使用自身组织化膜形成部位与抗体的单链部融合的 蛋白质来固定抗原的传感器用芯片的局部剖面图。图46(b)是表示自身 组织化膜形成部位与单链部融合的抗体与抗原特异键合的状态的图。
图47(a)是表示利用夹层法固定抗体和抗原的传感器用芯片的局部 剖面图。图47(b)是表示隔着抗原连接两个抗体的状态的图。
图48(a)是表示大致笔直延伸的接头部的图，图48(b)是表示弯 曲的接头部的图。
图49是表示被固定在传感器用芯片的金属层上的接头部延伸的状 态的图。
图50是表示被固定在传感器用芯片的金属层上的接头部弯曲，接头 部前头的抗体与和其他抗体特异键合的抗原键合的状态的图。
图51是说明本发明的实施方式6的局部存在SPR传感器的图。
图52是说明利用图51的局部存在SPR传感器测定的反射率波谱的 图。
图53是说明本发明的实施方式7涉及的局部存在SPR传感器的图。
图54是说明本发明的实施方式8涉及的局部存在SPR传感器的图。
图55是说明本发明的实施方式9涉及的局部存在SPR传感器的图。

本发明就是鉴于上述技术问题而提出的，其目的在于，提供一种相 比以往的局部存在式表面等离子体共振传感器为高灵敏度的局部存在式 表面等离子体共振传感器、和表面等离子体共振传感器用芯片。并且， 本发明的其他目的在于，提供一种可以实现制造工艺的稳定性、并且实 现低成本的该局部存在式表面等离子体共振传感器用芯片。
以下，参照附图具体说明本发明的实施方式。
(实施方式1)
图9是表示本发明的实施方式1涉及的局部存在式表面等离子体共 振传感器(以下称为局部存在SPR传感器)31的基本结构的简图。局部 存在SPR传感器31由像卤素灯那样的光源32、光纤33、准直透镜34、 具有针孔的准直板35、偏振光板36、光束分离器37(也称为半透半反镜)、 物镜38、流动室48、分光器40、光检测器41、数据处理装置42和注射 泵43构成。
光源32优选像卤素灯那样照射白色光的光源，但只要是包括测定中 使用的波长区域的光的光源即可。从光源32射出的光L通过光纤33被 引导到准直透镜34。准直透镜34将从光纤33的前端射出的光L准直化， 使其作为平行光束通过。被准直透镜34准直化的光L通过准直板35的 针孔成为被细密聚束的平行光束。通过针孔后的平行光束，只有具有某 个偏振光面(例如图9中与纸面平行的偏振光面)的直线偏振光通过偏 振光板36。另外，在本发明中，把光(电磁波)的电场的振动面定义为 偏振光面，把该电场的方向定义为偏振光方向。
通过偏振光板36的直线偏振光的光L射入光束分离器37，只有射 入光量的约1/2的光笔直透射光束分离器37。透射光束分离器37的平行 光束通过物镜38，经由物镜38被汇聚在流动室48内的测定区域44(形 成凹结构的区域)中。
在流动室48内设有用于使检查试样溶液通过的流路45，测定区域 44面向流路45。通过送液管46经由注射泵43向流路45提供检查试样 溶液，通过流路45的检查试样溶液经由回收管47被回收。
照射到流动室48的测定区域44的光L，在测定区域44中反射并返 回原来方向。返回原来方向的测定光通过物镜38再次成为平行光束，并 射入光束分离器37。射入光束分离器37的测定光只有其光量的约1/2通 过光束分离器37内的贴合面向90度方向反射。另外，物镜38使用具有 充足的孔径的物镜，以便可以聚集在测定区域44中向各个方向反射的光。
由光束分离器37反射的光L，通过分光器40被分光为各个波长的 光，并由光检测器41接受。光检测器41由具有多个受光面的光电二极 管阵列、CCD等构成，受光面与光的分光方向平行地排列。因此，通过 由光检测器41接受经由分光器40分光的光，可以检测各个波长的光强 度。
数据处理装置42被预先提供了照射流动室48的光的每个波长的光 强度作为数据。因此，通过利用数据处理装置42比较预先提供的数据和 由光检测器41检测的每个波长的光强度，可以求出流动室48中的每个 波长的反射率的分光特性(反射率波谱)等。
下面，具体说明流动室48的结构。图10(a)是表示流动室48的结 构的分解立体图，图10(b)是装配状态下的剖面图。流动室48形成为 在表面等离子体共振传感器用芯片(以下称为传感器用芯片)39上层叠 了隔片53和盖片54的三层结构。传感器用芯片39在基板5 1的整个表 面成膜了由Au、Ag等金属薄膜构成的金属层52，在金属层52的一部分 上形成了测定区域44。另外，基板51优选载物玻璃片和玻璃板等，但也 可以是不透明的物体。并且，金属层52不需要设在基板51的整个表面 上，也可以只形成于包括测定区域44的小区域内，还可以只形成于测定 区域44内。
在隔片53上形成有用于使检查试样溶液通过的流路45，流路45被 配置成为在测定区域44上面通过。在盖片54上与流路54的两端对置的 位置开口有供给口55和排出口56。在供给口55上连接着所述送液管46， 从此处向流路45内提供检查试样溶液。并且，在排出口56上连接着所 述回收管47，已通过流路45的检查试样溶液从此处排出，并回收到回收 管47中。另外，为了可以区分未使用和已使用的流动室48，优选盖片 54和隔片53是透明或半透明的。
图11(a)是放大表示测定区域44的俯视图，图11(b)是将图11 (a)的一部分进一步放大的图，图11(c)是图11(b)的剖面图。在测 定区域44中，在金属层52的表面形成有多个细微的凹部57(基于金属 薄膜的凹结构)。凹部57形成为方槽状，从测定区域44的端部呈直线状 地延伸到端部。并且，多个凹部57相互平行地配置。特别优选凹部57 以一定间距周期性地形成。凹部57的内部除开口部之外被金属层52包 围着，尤其在两侧的内壁面金属层52相对置。并且，凹部57的底面金 属层52形成为平坦状。
流动室48内的测定区域44的朝向基于光学原因没有特别限定。例 如图10所示可以形成为使凹部57的长度方向与流路45的送液方向正交， 并且也可以形成为使凹部57的长度方向与流路45的送液方向平行。
在局部存在SPR传感器31中，如图12所示，流动室48被配置成 使透射偏振光板36的直线偏振光的光L垂直射入测定区域44，而且使直 线偏振光的光L的偏振光面与凹部57的长度方向正交。
通过这样配置，在直线偏振光的光L垂直射入到测定区域44时，根 据射入到凹部57内的光，如图1 2中的箭头所示，在凹部57的两侧壁面 之间产生电场E。图12中所记述的“+”“-”表示金属层52表面的电 场的正负，其根据光的电场成分的朝向随时间一起变化。图13是表示射 入金属层52的金属微粒的光L的电场E的简图。在光L射入到金属微粒 内部时，金属微粒p的电子云e受到电场的影响而位移振动，在金属微 粒的两侧壁面产生表面等离子体波。另一方面，射入到具有凹部57的金 属层52的光，在凹部57的两端产生电场E，该电场的振动与金属层52 内部的自由电子的固有振动结合，由此产生局部存在SPR。因此，射入 到金属层52的光的能量通过SPR向凹部57集中，射入到金属层52的光 的一部分被吸收。
其结果是，根据由光检测器41接受的光而求出的反射率在某个特定 波长(共振波长)时变小。该特定波长根据检查试样溶液的折射率而变 化，所以通过调查反射率的极小点的波长或其变化，可以检查包含于检 查试样溶液中的电介质物质的折射率及其类型等。并且，如后面所述， 通过使用使特定蛋白质特异键合的抗体等，可以检查包含于检查试样溶 液中的特定蛋白质的有无及其含量等。
在这种局部存在SPR传感器31中，为了使所射入的电场全部有助 于相同的共振模式，认为以下结构比较有效，即，使各个凹部57形成为 其长度方向相互平行，射入偏振光面与各个凹部57的长度方向正交的直 线偏振光的光，使射入光整体有助于共振。
另外，在这种传感器用芯片39中，在凹部57的宽度和深度不均匀 时，反射率的极小点(下峰)的宽度变宽，所以优选各个凹部57的宽度 和深度相同。并且，优选凹部57的排列间距也一定。因此，优选凹部57 周期地形成为相同剖面形状。
(凹部的形状和尺寸与传感器用芯片的特性的关系)
以往，曾有报告提及在金属微粒彼此接近的情况下，在金属微粒之 间的间隙部分产生非常强的电场增强的现象。因此，即使在本发明的传 感器用芯片39中，在形成于金属层52的表面的凹部57(以下也称为凹 结构)中，如果使两侧的侧壁面之间成为合适的间隔，则在两侧壁面之 间产生较强的极化，在凹部57内产生较强的共振电场，也可以实现灵敏 度高于将金属微粒分散的以往的局部存在式表面等离子体共振传感器的 传感。
因此，首先制造传感器用芯片39的试制品并测定反射率波谱，但在 此之前先制造与试制品相同的模拟用模型，通过计算机模拟求出了反射 率波谱。
图14是表示试制品的1个单位的凹部57的剖面。在该试制品中， 使形成于树脂制基板51上的凹坑58的底面宽度Bs＝85nm、开口部的宽 度Ws＝156nm、深度Ds＝79nm、侧壁面的倾斜角α＝79度。并且，在基 板51的表面堆积膜厚为T＝39nm的金属层52(Au薄膜)，使利用金属 层52形成于凹坑58内的凹部57的底面宽度Bm＝42nm、开口部的宽度 Wm＝113nm、深度Dm＝89nm、侧壁面的倾斜角β＝74.5度。凹坑58和 凹部57以一定间距P＝300nm平行排列。另外，把基板51的折射率设为 1.49，与金属层52接触的检查试样溶液的折射率为n＝1.00、n＝1.33、n ＝1.36这三种。
根据与这种试制品相同的模拟用模型，利用RCWA(Rigorous Coupled Wave Analysis)法，分析了垂直射入偏振光面与凹部57的长度 方向正交的直线偏振光的光时的反射率波谱。图15表示其模拟结果。在 折射率n＝1.00的检查试样溶液中，在波长为648.8nm时，反射率达到极 小，在折射率n＝1.33的检查试样溶液中，在波长为859.4nm时，反射率 达到极小，在折射率n＝1.36的检查试样溶液中，在波长为875.1nm时， 反射率达到极小。另外，图15所示的反射率波谱中从紫外线波长到550nm 附近的反射率的降低起因于Au的频带间迁移(图16也相同)。
在检查试样溶液的折射率为n＝1.33时和n＝1.36时，共振波长仅位 移15.7nm，所以在据此计算灵敏度时，其传感器灵敏度为
15.7/(1.36-1.33)＝522.3nm/RIU。
该结果约是使用Au微粒的以往的局部存在式表面等离子体共振传感器 的灵敏度(100nm/RIU左右)的5倍的值。因此，认为该结果表示了非 常高灵敏度的传感的可能性，因为在凹部57内对置的金属侧壁面之间产 生了较强的共振。
然后，使用实际制造的传感器用芯片39的试制品测定了反射率波 谱。试制品是按照后面所述的制造方法(图29)制造的。测定是使用图 9所示的局部存在SPR传感器3 1进行的，作为测定试样溶液，采用折射 率为n＝1.00(空气)、n＝1.33(水)、n＝1.36(乙醇)这三种类型。
图16表示使用了该试制品的反射率波谱的测定结果。在该测定中， 在折射率为n＝1.00的检查试样溶液中，在波长为666.8nm时，反射率达 到极小，在折射率为n＝1.33的检查试样溶液中，在波长为828.0nm时， 反射率达到极小，在折射率为n＝1.36的检查试样溶液中，在波长为 844.2nm时，反射率达到极小。
在检查试样溶液的折射率为n＝1.33时和n＝1.36时，共振波长仅位 移16.2nm，所以在据此计算灵敏度时，其传感器灵敏度为
16.2/(1.36-1.33)＝540nm/RIU。
试制品的情况的图16的反射率波谱和传感器灵敏度与模拟的情况的图15 的反射率波谱和传感器灵敏度非常一致，确认与以往的局部存在式表面 等离子体共振传感器相比，传感器灵敏度(540nm/RIU)达到非常高的灵 敏度。并且，根据该测定结果，模拟的妥当性也得到支持。
图17表示凹部57中的电场分布的模拟结果。该电场分布是把检查 试样溶液的折射率设为1.33，把射入光波长设为859.4nm，利用FDTD (Finite Difference Time Domain)法具体计算的。该模型考虑到计算机存 储器的情况，使用简易模型，把射入电场强度设为0.05。根据图17，在 凹部57内部的侧壁面之间，电场强度超过1.0，所以电场强度增强至20 倍以上，可以确认产生了电场强度非常大的区域集中于几十nm以下的空 间的局部存在式SPR。另外，此处记载的电场强度和图17所示的电场强 度为任意单位，把射入电场强度设为基准值0.05。
但是，要想使在金属层52的凹部57产生局部存在式SPR，并非任 何形状及尺寸的凹部57都可以。另外，在假设实际用作生化传感器时， 基于光源的特性、测定对象物的吸光特性、检测系统等因素，将施加各 种制约。因此，并非简单地在金属层的表面设置凹结构，就能够直接用 作局部存在式表面等离子体共振传感器。如前面所述，此前对在金属凹 结构内部产生的局部存在式SPR进行分析的示例非常少。并且，由于不 存在将其用作传感器的示例，所以根本不清楚具体形成为哪种凹结构就 可以用作该传感器，并可以实现高灵敏度的传感器。
在此前的报告中，公知局部存在式SPR的特性(共振波长、峰的尖 锐性、灵敏度等)根据金属微粒的形状、尺寸、材质等变化。在本发明 的凹结构中也是，如果考虑到在实际传感器中的应用，则需要掌握其形 状、尺寸等与共振特性的相关。
根据这种观点，调查了凹部57的宽度Wm、深度Dm、侧壁面的倾 斜角β与共振波长的关系。关于此处使用的金属层52的类型，采用在可 见光区域产生局部存在式SPR、化学上稳定、而且作为局部存在式表面 等离子体共振传感器的材料最普通的Au，进行了分析。
首先，调查了改变凹部57的宽度和深度时的共振波长的变化。图 18表示将凹部57的宽度Wm和深度Dm分别从20nm变为100nm时的 共振波长的变化。共振波长按照每50nm划分的区域表示。该调查假设凹 部57的侧壁面的倾斜角β＝90度、间距P＝280nm、检查试样溶液的折 射率n＝1.33，利用基于RCWA的模拟进行了分析。
并且，图19表示把凹部57的宽度固定为60nm、把深度Dm改变为 20nm、40nm、60nm、80nm、100nm时的反射率波谱。
根据图18和图19可知，共振波长尤其与凹部57的深度Dm具有相 关，在深度Dm变深时，共振波长以较大的变化率向长波长侧位移。这 可以认为是由于凹部57的深度增大时，产生多极性模式的影响，引发向 长波长侧的位移。并且，共振波长也与凹部57的宽度Wm具有相关，虽 然不像深度Dm那样，但是在宽度Wm变狭小时，向长波长侧位移。
在用作生化传感器时，为了排除水的吸收波谱的影响，需要在从可 见光到近红外的区域中产生共振吸收。凹部57的深度Dm达到约100nm 以上时，在水的吸收较强的1000nm以上的波长时产生共振吸收，所以要 想使在从可见光到近红外的区域中产生共振，凹部57的深度Dm需要在 100nm以下。
然后，实际试制改变凹部57的深度Dm的试制品，并确认了与深度 Dm的相关。图20表示改变了深度的试制品的凹部57的剖面形状。在该 试制品中，使形成于树脂制基板51上的凹坑58的底面宽度Bs＝70nm、 开口部的宽度Ws＝121nm、深度Ds＝47nm、侧壁面的倾斜角α＝73度。 并且，在基板51的表面堆积膜厚为T＝60nm的金属层52(Au薄膜)， 使利用金属层52形成于凹坑58内的凹部57的底面宽度Bm＝47nm、开 口部的宽度Wm＝13 8nm、深度Dm＝54nm、侧壁面的倾斜角β＝70度。 凹坑58和凹部57以间距P＝300nm平行排列。另外，把基板51的折射 率设为1.49，将与金属层52接触的检查试样溶液设为折射率n＝1.00、n ＝1.33、n＝1.36这三种。图1 4的试制品的凹部57的深度Dm为89nm， 与此相对，在该图20的试制品中，把凹部57的深度设为较浅的Dm＝ 54nm。
图21表示使用与图20的试制品相同的模型，通过模拟(RCWA法) 求出反射率波谱的结果。并且，图22表示使用图20的试制品实测反射 率波谱的结果。该试制品是按照后面所述的制造方法(图29)制造的。 并且，该测定是使用图9所示的局部存在SPR传感器31进行的，作为测 定试样溶液采用折射率为n＝1.00(空气)、n＝1.33(水)、n＝1.36(乙 醇)这三种。
根据图21的模拟结果，在检查试样溶液的折射率为n＝1.00时，共 振波长为561.5nm，在检查试样溶液的折射率为n＝1.33时，共振波长为 653.2nm，在检查试样溶液的折射率为n＝1.36时，共振波长为665.1nm。 并且，根据图22的实测结果，在检查试样溶液的折射率为n＝1.00时， 共振波长为557.5nm，在检查试样溶液的折射率为n＝1.33时，共振波长 为647.6nm，在检查试样溶液的折射率为n＝1.36时，共振波长为656.2nm。 据此也确认到模拟与实测结果非常一致。
因此，通过比较采用图14的试制品的模型的模拟结果即图15、和 采用图20的试制品的模型的模拟结果即图21可知，在凹部57的深度 Dm变浅时，共振波长向短波长侧变化。同样，通过比较采用图14的试 制品的实测结果即图16、和采用图20的试制品的实测结果即图22也可 知，在凹部57的深度Dm变浅时，共振波长向短波长侧变化。例如，在 图16和图22的实测结果中，通过比较检查试样溶液的折射率为1.33时 可知，在凹部57的深度从89nm向54nm变浅时，共振波长从828.0nm 向647.6nm的短波长侧大幅变化。
然后，调查了凹部57的宽度Wm和深度Dm与峰半值宽度的关系。 图23表示其结果。图23表示通过模拟来分析改变凹部57的宽度Wm和 深度Dm时的峰半值宽度的大小的结果。极小值处的峰半值宽度的定义 如下。如图24所示，把在极小点的反射率设为Rd，把相比该极小点位 于短波长侧的极大点的反射率设为Ru，把在极小点的两侧成为与其平均 值Rc＝(Ru+Rd)/2相等的反射率的点的波长设为λ1、λ2(其中，λ1＜λ2)。 此时，把利用下式定义的量称为峰半值宽度，
λ2-λ1/{(Ru-Rd)/2}。
因此，峰半值宽度越小，极小值的峰越尖锐，所以能够高精度地进行共 振点的检测。
根据图23可知，凹部57的深度Dm越深，峰半值宽度越明显变宽。 这估计是因为在凹部57的深度变深时，距准静电模型的偏离增大，凹部 57内的射入光的相位偏移的影响变得不能忽视，使峰半值宽度变宽。并 且，关于凹部57的宽度Wm，也得知宽度Wm越狭小，峰半值宽度越狭 小。
然后，调查了凹部的宽度Wm和深度Dm与传感器灵敏度的关系。 图25表示通过模拟来分析改变凹部57的宽度Wm和深度Dm时的传感 器灵敏度的大小的结果。
根据图25，凹部57的深度Dm越浅，传感器灵敏度越明显下降。 这可以认为是由于凹部57的深度Dm较浅时，通过表面等离子体产生的 共振电场的区域变小，所以不能有效利用射入光的能量，导致灵敏度下 降。另外，在凹部57的宽度Wm变狭小时，共振电场的区域变狭小，相 应地对置的金属层52的侧壁面彼此接近，由此电场的增强加剧。因此， 可以认为凹部57的宽度Wm不像深度Dm那样明显影响灵敏度。
汇总以上叙述的结果，凹部57的深度Dm需要在100nm以下。但 是，从灵敏度的观点考虑，如图25所示，深度Dm越浅，灵敏度越明显 下降。因此，得知在现实中凹部57的深度Dm在20-100nm左右时，作 为传感器比较有效。
并且，在从共振点的峰的尖锐程度方面考察凹部57的宽度Wm时， 优选在深度Dm的中间点处为100nm以下。但是，在用作生化传感器时， 考虑到在表面上形成蛋白质的探针层和抗体等，一般蛋白质的尺寸在 10nm左右，所以在侧壁面之间至少需要空出20nm左右的间隙。因此， 得知在凹部57的宽度Wm为20-100nm左右时，作为生化传感器比较 理想。
然后，调查了凹部57的侧壁面的倾斜角β与传感器灵敏度的相关。 为此，制造了宽度Wm＝60nm、深度Dm＝40nm、间距P＝280nm的凹 部57，将其侧壁面的倾斜角β从60度变为90度，并测定了灵敏度。其结 果如图26所示。根据该图可知，凹部57的侧壁面越接近垂直，灵敏度 越高。其理由估计如下，在侧壁面的倾斜角β变小时，处于SPR向凹部 57的开口侧变宽的状态，电场的封闭效应下降，其结果是，电场增强度 减小，灵敏度下降。因此，在本发明的局部存在SPR传感器31中，为了 实现高灵敏度，优选使侧壁面的倾斜角β尽可能地接近90度。
关于排列凹部57的间距P，如果隔开400nm以上的间隔，则根据射 入光的角度产生衍射，具有与局部存在式SPR的共振峰混合存在的弊端。 因此，为了使不产生衍射，只要设为400nm以下即可。另外，在本发明 的传感器用芯片39中，由于是在凹部57的内部产生的局部存在式等离 子体共振，所以在间距P为200-400nm时，在凹部57的图案结构与共 振特性之间，未能发现像改变深度Dm和宽度Wm等时那样的较大的相 关。
然后，调查了凹部57内的金属膜的必要区域。首先，如图27(a) 所示，在折射率为1.49的基板51上形成膜厚40nm的金属层52，并在其 上形成深度Dm＝40nm、宽度Wm＝60nm的凹部57。该凹部57只有两 侧壁面被金属层52覆盖，在凹部57的底面不存在金属层52，而是露出 基板51。在该试制品的上面充满水(n＝1.33)或乙醇(n＝1.36)来测定 反射率波谱时，得到图27(b)所示的结果。
另一方面，如图28(a)所示，在折射率为1.49的基板51的表面形 成凹坑58，在该基板51上形成膜厚40nm的金属层52，并在其上形成深 度Dm＝45nm、宽度Wm＝60nm的凹部57。该凹部57的两侧壁面和底 面被金属层52覆盖。在该试制品的上面充满水(n＝1.33)或乙醇(n＝ 1.36)来测定反射率波谱时，得到图28(b)所示的结果。
通过比较图27(b)和图28(b)，在图28(b)中，在波长为660nm 时发现基于SPR的极小点，而在图27(b)中没有发现这种基于SPR的 极小点。因此，在像图27(a)那样凹部57的底面没有金属层52时，不 会产生SPR，所以作为传感器，凹部57的底面也需要利用金属层52覆 盖。
另外，在本实施方式中，金属层使用Au进行了实验和模拟，但是 Au和Ag都能够在可见光区域产生SPR，共振波长也存在100nm左右的 差异，所以如上所述凹部57的形状和尺寸也可以适用于Ag。
(制造方法)
根据图29说明本实施方式的传感器用芯片39的制造步骤。首先， 在Si基板59上利用旋转涂覆器等涂覆光致抗蚀剂60。然后，利用半导 体制造工艺，在光致抗蚀剂60上形成与基板的凹坑相同形状的凹图案61， 制造图29(a)所示的具有多个凹图案的原盘。在此，作为半导体制造工 艺，采用X线光刻、电子线光刻、DRIE(Deep Reactive Ion Etching，深 反应离子刻蚀)等。采用电铸技术在原盘上制造了模具62(压模)。即， 如图29(b)所示，在原盘上堆积Ni而制造了模具62。在从原盘上剥离 下来的模具62的下表面上，如图29(c)所示，形成有上述原盘的翻转 形状63。
然后，利用纳米压印技术在树脂上形成了凹坑。即，如图29(d) 所示，在玻璃板64上涂覆热塑性树脂即PMMA(聚甲基丙烯酸甲酯)， 在将其加热到约120℃以上的状态下，利用刚才的模具62按压PMMA， 在该状态下返回至常温，使PMMA固化。另外，所使用的树脂也可以是 紫外线固化型树脂。其结果是，如图29(e)所示，在利用PMMA成形 的基板51的表面转印了与原盘相同的凹图案，在基板51的表面成形凹 坑58。采用纳米压印作为在基板51上成形凹坑58的方法的优点可以列 举如下，通过制作一个模具62即可获得大量复制品，批量生产性非常良 好，而且可以高精度地再现性良好地得到与原盘相同的图案。并且，如 果原盘使用耐性较高的材料，则在模具62磨损的情况下，可以从原盘重 新制造模具62。
在这样得到的复制品基板51的表面，通过溅射堆积Au、Ag等金属， 来成膜金属层52，以反映凹坑58的形状，获得图29(f)所示的传感器 用芯片39的基板部分。在此，在基板51的表面与金属层52的紧密粘接 性不充分的情况下，也可以在基板51和金属层52之间设置Ti、Cr等紧 密粘接层。并且，为了获得充足的反射光的光量，优选金属层52的厚度 在40nm以上。但是，如果金属层52过厚，则成本和制造生产能力变差， 所以现实中优选40-100nm左右的膜厚。这样制造的传感器用芯片39 的基板部分的剖面照片(利用AFM、SEM求得剖面结构)如图30所示。
如图26所示，凹部57的侧壁面的倾斜角β优选90度。为了获得这 种凹部57，需要将形成于原盘上的凹图案61的侧壁面加工成倾斜角为 90度。为了在原盘上加工垂直性较高的凹图案61，作为Si基板59使用 晶片表面为110面的基板，利用SiO2等保护膜覆盖Si基板59的表面， 然后通过干式蚀刻等在凹图案形成位置上对保护膜进行开口。并且，通 过该开口，如果使用KOH、TMAH等腐蚀剂，对Si基板59进行各向异 性湿式蚀刻，则可以在Si基板59上制造侧壁面的倾斜角大致为90度的 凹图案61。并且，把Cr等用作掩膜，通过DRIE等干式蚀刻Si基板， 也能够制造比较垂直的凹图案。
在本发明的传感器用芯片39中，采取在金属层52的表面上设计凹 部57的结构，所以能够利用例如上述的纳米压印技术来容易地制造，能 够低廉地批量生产高精度的传感器用芯片39。即，在以往的局部存在式 表面等离子体共振传感器中，由于是金属微粒等金属部离散分布的岛状 结构，所以制造效率差，但在本发明的传感器用芯片39中，采取金属不 中断地形成的连续结构，仅通过在形成于基板上的凹部57上成膜金属层 52，即可高效地制造传感器用芯片39。
因此，根据本发明，如前面所述，可以低廉且高精度地批量生产传 感器用芯片39，并且可以制造灵敏度非常高的传感器用芯片39，所以根 据本发明，能够解决在采用金属微粒的以往的局部存在式表面等离子体 共振传感器中成为课题的灵敏度和批量生产性等的问题。
(与衍射光栅型的传输式表面等离子体共振传感器的比较)
此前有许多报告提及在金属表面设计凹凸作为用于产生传输式SPR 的衍射光栅的示例。在图2中说明了该一例。另一方面，没有在设于金 属层表面的凹结构内部产生的局部存在式表面等离子体共振传感器的报 告示例，作为传感器进行具体研究的，本发明尚属首次。但是，在具有 凹结构这一点上讲，衍射光栅型的传输式表面等离子体共振传感器与本 发明的传感器用芯片是相同的，所以以下说明具有衍射光栅的传输式表 面等离子体共振传感器(以下称为衍射光栅型传输SPR传感器)、与具有 凹结构的局部存在式表面等离子体共振传感器(以下称为凹结构局部存 在SPR传感器)的差异。
首先，从图案形状上讲，在凹结构局部存在SPR传感器中，优选侧 壁面垂直的凹部。在凹结构局部存在SPR传感器中，凹结构不是用来发 挥衍射光栅作用的，而是用于使在其内部产生局部存在SPR，所以优选 凹部的宽度(Wm)比凹部的排列间距(P)的二分之一还小，而且相邻 的凹部之间的平坦面比凹部的宽度宽。
凹结构局部存在SPR传感器的凹结构不是用来发挥衍射光栅作用 的，所以优选间距P在光的波长的1/2以下。在使用可见光区域的光的情 况下，为了与衍射光分离，优选凹部的周期在400nm以下。尤其在200nm 以下时，可见光区域的任何波长的光都不会产生衍射。
在凹结构局部存在SPR传感器中，为了提高灵敏度，优选使光垂直 射入。
在本发明的凹结构局部存在SPR传感器中，传感区域小到几十纳米， 可以高精度地只检测金属层极近的特定物质。并且，在凹结构局部存在 SPR传感器中，能够在凹部内封闭SPR，所以能够获得非常高的灵敏度。
(变形例)
图31是表示实施方式1的局部存在SPR传感器31的变形例的简图。 在图9的实施方式中，向传感器用芯片39照射直线偏振光的光，但在图 31的变形例中，从由传感器用芯片39反射的光中取出特定的偏振光面的 光。即，在该变形例中，使通过准直透镜34和准直板35被细细地聚束 的白色光射入光束分离器37，使通过光束分离器37向90度方向反射的 光，通过物镜38汇聚于传感器用芯片39的测定区域44。并且，使由测 定区域44反射的非偏振光的白色光再次透射物镜38变为平行的光，然 后射入光束分离器37。在光束分离器37和分光器40之间配置有偏振光 板36，笔直地透射光束分离器37的光通过偏振光板36成为直线偏振光 的光，并被分光器40分光后，被光检测器41接受。
在此，偏振光板36被配置在使其偏振光方向与设于传感器用芯片 39上的凹部57的长度方向正交的朝向。即，偏振光板36被配置成使由 测定区域44反射的光中、只有具有与凹部57的长度方向正交的偏振光 面的直线偏振光成分透射。例如，在凹部57的长度方向朝向与图31的 纸面垂直的方向时，偏振光板36被配置成使其偏振光方向与光轴垂直并 且与纸面平行。因此，在该变形例中，也可以通过光检测器41只检测与 凹部57的长度方向垂直的偏振光面的光，可以实现较高的检测灵敏度。
另外，在该变形例中，投光侧与受光侧的位置与图9的情况相反， 其理由如下。如果从图9所示的配置或图31所示的配置状态更换受光系 统和投光系统的位置，则在光束分离器37的角度倾斜时，从与凹部57 的长度方向垂直的方向倾斜的偏振光面的光射入光检测器41，由此传感 器灵敏度下降。
对此，在图9的局部存在SPR传感器3 1的情况下，投光系统和偏 振光板位于传感器用芯片39的垂直方向位置，所以通过偏振光板36的 直线偏振光的光笔直地通过光束分离器37。因此，如果配置成使偏振光 板36的偏振光方向与凹部57的长度方向正交，则即使光束分离器37的 配置角度产生误差，射入凹部57的直线偏振光的光的偏振光面也不会倾 斜。
同样，在图31的变形例的情况下，受光系统和偏振光板位于传感器 用芯片39的垂直方向位置上，所以笔直地通过光束分离器37的光通过 偏振光板成为直线偏振光的光。因此，如果配置成使偏振光板36的偏振 光方向与凹部57的长度方向正交，则即使光束分离器37的配置角度产 生误差，射入凹部57的直线偏振光的光的偏振光面也不会倾斜。
并且，无论是实施例1的局部存在SPR传感器31还是上述变形例， 通过使用偏振光板，利用光检测器检测与凹部57内的金属层52最强烈 共振的光，但根据情况也可以不使用偏振光板。在本发明的局部存在SPR 传感器31中，在由光检测器41检测的直线偏振光的光的偏振光面与凹 部57的长度方向垂直时，传感器灵敏度最高，在偏振光面与凹部57的 长度方向平行时，不具有灵敏度。因此，在不使用偏振光板时，局部存 在SPR传感器31的灵敏度下降。但是，根据测定对象，例如也可以用于 即使低灵敏度也能够测定的反应量较大的测定对象的情况。并且，在凹 部57具有像圆柱状和圆筒状那样不能各向同性地规定长度方向的形状 时，也可以不使用偏振光板。
(实施方式2)
说明本发明的实施方式2的传感器用芯片39。实施方式2的传感器 用芯片39的特征在于，凹部57的底面中央部朝向开口侧鼓起。
具体观看图17所示的在凹部57内部产生的电场分布可知，在凹部 57的底部附近电场强度不怎么大。这是因为凹部57内的电力线在开口侧 鼓起。因此，如果凹部57的底面像实施方式1那样成为平坦面，则如图 32(a)所示，即使蛋白质等的特定物质键合在凹部57的底面上，由于 该特定物质位于电场强度较小的区域，所以基于特定物质的折射率变化 不会有助于信号变化。
因此，在实施方式2的传感器用芯片中，如图32(b)所示，在与 凹部57的长度方向垂直的剖面中，使凹部57的底面的中央部比两端稍 浅，使底面的中央部朝向开口侧鼓起。这样，在蛋白质等的特定物质键 合在凹部57的底面时，该特定物质被凹部57的底面抬起，从而位于电 场强度较大的区域，可以增大基于折射率变化的信号变化，使灵敏度提 高。
然后，通过模拟确认了将凹部57的底面抬起的效果。在该确认中使 用的凹结构模型的一方如图33(a)所示，具有平均的图案宽度(Wm+ Bm)/2＝60nm、深度Dm＝40nm、侧壁面的倾斜角β＝75度、间距P＝ 300nm的凹部57，其底面为平坦面。另一方凹结构模型如图33(b)所 示，同样具有平均的图案宽度(Wm+Bm)/2＝60nm、深度Dm＝40nm、 侧壁面的倾斜角β＝75度、间距P＝300nm的凹部57，其底面形成为中 央比两端鼓起K＝2nm的形状。
对于上述两个凹结构模型，调查了在凹部57的底面中央附着有直径 3.8nm、折射率1.57的物质65(假设为BSA(牛血清白蛋白))前后的共 振波长的变化。如图33(a)所示，在底面为平坦面的模型中，物质65 附着之前的共振波长为630.0852nm，而在附着之后共振波长为 630.0873nm，信号位移了Δλ＝0.0021nm。与此相对，如图33(b)所示， 在底面的中央部鼓起K＝2nm的模型中，假设为BSA的物质65附着之 前的共振波长为628.4540nm，而在附着之后共振波长为628.4615nm，信 号位移了Δλ＝0.0075nm。因此，通过使凹部57的底面中央比两端鼓起 2nm，可以确认信号变化量提高为约3.6倍。
然后，调查了改变使底面鼓起的高度(以下称为抬起高度K)时的 共振波长的位移量。其结果如图34所示。根据图34可知，在抬起高度K 为6nm之前，通过增高凹部57的底面中央，共振波长的位移量增加，但 在抬起高度K达到8nm时，相反共振波长向负侧变化。这被认为是由于 过度增大底面的鼓起量，结果导致在凹部57内部产生的电场分布紊乱， 共振现象自身发生变化。根据该结果可知，优选使底面中央鼓起的量为 凹部57的整体深度的5％以上20％以下。
(制造方法)
根据图35说明实施方式2的传感器用芯片的制造方法。该制造方法 与在图29中说明的实施方式1的制造方法大致相同，所以主要说明不同 之处。首先，在制造原盘时，如图35(a)所示，在涂覆于Si基板59上 的光致抗蚀剂60上，利用半导体制造工艺形成凹图案61，并且在各个凹 图案61的底面形成鼓起成圆弧状的凸部66。
然后，如图35(b)所示，在原盘上堆积Ni来制造模具62时，如 图35(c)所示，在模具62下表面的翻转形状63的下表面上形成有凹部 67。然后，如图35(d)所示，使用该模具62对涂覆于玻璃板64上的 PMMA(聚甲基丙烯酸甲酯)进行纳米压印。这样，如图35(e)所示， 在PMMA固化的基板51的表面上转印有原盘的凹图案，在基板51的表 面上成形有凹坑58，在凹坑58的底面上成形有凸部68。
在这样得到的复制品基板51的表面，通过溅射堆积Au、Ag等金属， 来成膜金属层52，以反映凹坑58的形状时，如图35(f)所示，利用凹 坑58及其底面的凸部68，在金属层52上形成有凹部57，并在其底面形 成有圆弧状的抬起部69。
图36和图37表示实施方式2的传感器用芯片的不同的制造方法。 图36(a)表示与实施方式1的图29(a)-(c)同样制造的模具62， 图36(b)、(c)表示与图29(d)、(e)相同的步骤。这样，利用纳米压 印法成形图36(c)所示的基板51后，在基板51的表面上通过溅射堆积 Au、Ag等溅射微粒，成膜金属层52。在溅射步骤中，通过调整真空室 内部的真空度和基板的旋转频率，可以调整溅射微粒的角度分布的扩散 程度。在该溅射步骤中，如图37所示，如果使溅射微粒的飞来方向的角 度分布具有某种程度的扩散性，则在两侧没有遮挡物的底面中央，金属 微粒从两侧射入，所以金属层52的膜厚变厚，在单侧被遮挡的底面端部， 金属微粒只从单侧射入，所以金属层52的膜厚变薄。其结果是，通过进 行溅射，凹部57的底面中央自然鼓起，如图36(d)所示，在凹部57的 底面产生抬起部69。
图38表示利用根据图36和图37说明的制造方法实际制造的传感器 用芯片39的AFM像。在图38中看起来较黑的部分是凹部57。并且， 图39是表示传感器用芯片39的剖面的金属层表面的分布的图。在图39 中被赋予三角形标志的位置，对应于在图38中被赋予三角形标志的位置。 根据图38和图39可以确认通过图39那样进行溅射，凹部57的底面中 央比两端约高出几纳米。
(实施方式3)
下面，说明本发明的实施方式3的传感器用芯片的凹结构。在实施 方式3的传感器用芯片中，凹部57不是像实施方式1那样从测定区域44 的端部呈槽状地延伸到端部，而是如图40所示，在长度方向将凹部57 划分为多个部分。其结果是，凹部57成为大致矩形状的凹结构，并沿着 相互正交的两个方向排列。
凹部57的排列方法可以是矩形排列(格子状排列方法)，也可以是 三角形状(delta)排列(图40(b)那样的交错状排列方法)，在此说明 三角形状排列的情况。凹部57在与射入光的偏振光面平行的方向，与实 施方式1同样，以一定间距P排列，但在与偏振光面垂直的方向，凹部 57的宽度S1与凹部57之间的平坦部分的宽度S2相等。并且，该宽度 S1＝S2为60nm以上。
与实施方式1比较说明实施方式3的特征。在实施方式1中，凹部 57延伸成凹槽状，所以在固定用于使特定的电介质物质固定化的有机分 子层(例如后面叙述的生化传感器的固定化层等)，并进行特定物质的检 测时，在图41(a)、(b)中，在赋予了网眼状阴影的侧壁面上固定该有 机分子层，可以有助于特定物质的检查。但是，在图41(b)中利用椭圆 包围的中央部区域不能固定该有机分子层，而且该区域沿着凹部57的长 度方向延伸。
与此相对，在实施方式3中，由于将实施方式1的凹部57划分为多 个，所以不仅在图42(a)、(b)中赋予了网眼状阴影的侧壁面上，在赋 予了梨皮状阴影的侧壁面上也能够固定有机分子层，可以增大有助于特 定物质检测的侧壁面的面积，可以增大共振波长的变化量。因此，可以 在维持光的利用效率的状态下实现局部存在SPR传感器31的高灵敏度。
并且，在与射入光的偏振光面垂直的方向使凹部57的宽度S1与彼 此之间的平坦面的宽度S2相等，所以能够使凹部57之间充分分离，防 止产生相邻的凹部57之间的相互作用的模式。
另外，如图43所示，凹部57也可以配置成为与送液方向平行，使 检查试样溶液流入侧(上游侧)的倾斜角小于流出侧(下游侧)的倾斜 角，以促进检查试样溶液向凹部57的流入。
(实施方式4)
本发明涉及的局部存在SPR传感器也可以用作检测蛋白质的生化传 感器。为了确认实际作为生化传感器时的作用，使用在图20中说明的结 构的试制品进行了蛋白质的检测。作为检测对象的抗原，使用了BSA(牛 血清白蛋白)。
首先，为了特异地检测BSA抗原，需要将BSA抗体固定在测定区 域44中。在此，在局部存在SPR传感器31中，由于灵敏度区域较小到 几十纳米，所以要求尽可能薄的固定化层(用于固定活体分子的有机分 子层)。因此，使用了由Orla Protein Technologies公司(英国)销售的固 定化层。该固定化层73是如图44(b)所示的蛋白质，其融合了与抗体 键合的“蛋白质A”71和在Au表面上形成自身组织化膜的部位(自身 组织化部72)，可以利用较薄的膜形成使抗体固定化的表面。
首先，在测定区域44形成该固定化层73，然后以20μl/min的速度 进行送液，以流过BSA抗体(0.03mg/ml)和BSA抗原(0.1mg/ml)。其 结果是，如图44(a)所示，抗体74(BSA抗体)键合在固定于金属层 52的表面上的固定化层73上，抗原75(BSA抗原)特异键合在抗体74 上，金属层52附近的折射率变化，所以使用图9所示的局部存在SPR传 感器31测定了共振波长的变化。
图45表示此时的共振波长的位移量。图45的横轴表示经过时间， 纵轴表示共振波长。如图44(a)所示，认为首先BSA抗体键合在固定 化层73上，然后BSA抗原键合在BSA抗体上，所以图45中最初的约 1.4nm的共振波长位移是源于BSA抗体的，之后约0.5nm的共振波长位 移是源于BSA抗原的。这样，利用本发明的局部存在SPR传感器31可 以检测蛋白质。
并且，如图46(b)所示，如果使用自身组织化膜形成部位76和抗 体74的单链部相融合的蛋白质，则如图46(a)所示可以使固定化层更 薄，而且能够容易进行表面形成工艺。相反，如果使抗原固定在测定区 域中，则可以检测特定的抗体。
另外，如果使用本发明的局部存在SPR传感器，则通过改变将要固 定化的活体分子，不仅可以应用于蛋白质芯片和DNA芯片等生化传感 器，还可以应用于进行变应原测定的食品传感器、环境传感器、味觉传 感器、气味传感器、炸药传感器等。
(实施方式5)
作为大幅提高生化传感器的检测灵敏度的方法，有图47所示的夹层 方法。该方法通过使抗体74进一步与键合在抗体74上的抗原75反应， 产生更大的折射率变化，使灵敏度提高几倍。
虽然这种方法已被公知，但在公知的方法中，在使血液等检测体流 过后，再次使抗体溶液流过的操作比较复杂，作为一般家庭用的生化传 感器不现实。并且，在该方式中，需要流过一定时间的相比实际反应量 为过剩量的抗体，成本、测定时间等也成为问题。
与此相对，在本发明的传感器用芯片39的情况下，由于获取图17 所示的电场分布，所以在金属层52的表面的几十纳米以上的区域中，电 场几乎不能增强到射入光的电场以上。即，存在于该区域的蛋白质的折 射率变化几乎无助于信号变化。利用该性质，在传感器用芯片39中可以 利用夹层法自动提高灵敏度。即，在实施方式4的固定化层73上，如图 48(a)所示，在“蛋白质A”71和自身组织化部72之间以一定比率设 置包括接头部77(具有几十纳米以上的长度)的长的固定化层78，由此 可以如图49所示使提高灵敏度用的抗体74“隐藏”于无助于信号变化的 区域中。
在此，作为接头部77的素材，可以调制到几十纳米以上的长度，如 图48(b)所示，在自由方向上弯曲并且不妨碍抗体分子在溶液内的移动 的物质比较适合。具体地讲，可以考虑多聚甘氨酸和(Gly-Gly-Gly- Ser)n等弹性多肽接头。这些物质可以作为蛋白质A与构成自身组织化 部的蛋白质(Orla protein等)的融合蛋白质在大肠菌内发现，所以能够 削减制造工艺和成本。并且，也可以使非特异吸附较少的聚乙二醇链 (PEG)和右旋糖苷等糖链、DNA等与蛋白质的官能团化学键合，并用 作接头。
在使用该生化传感器时，如图49所示，通过直接固定抗体74的固 定化层73和接头部77，将固定提高灵敏度用的抗体74的固定化层78固 定在金属层52的表面上。在使包括抗原75的检查试样溶液流过该表面 时，首先抗原75键合在固定化层73的抗体74上。然后，该抗原75发 挥粘接剂的作用，如图50所示，接头部77弯曲，从而被接头部77的前 头捕捉到的提高灵敏度用的抗体74键合在抗原75上，并自动发生夹层 反应。此时，在图14所示的电场的增强强烈发生的区域中，提高灵敏度 用的抗体74移动，由此产生较高的信号变化。
并且，也可以在抗原送液后，使送液速度和送液方向脉冲性地变化， 由此较长的接头部77弯曲，创造使被接头部77的前头捕捉到的提高灵 敏度用的抗体74发生夹层反应的契机。
这样通过使用接头部77，可以自动进行相对以往的传输式表面等离 子体共振传感器而言比较困难的夹层反应，可以实现大幅度的灵敏度提 高。
(实施方式6)
在实际的临床等使用中具有以下需要，提高通过进行一次多个活体 分子的检测来高通量地进行诊断的精度。
为了应对这种需要，如图51所示，在传感器用芯片39中形成多个 测定区域44即测定区域44a、44b，只要向包括多个测定区域44a、44b 的区域(例如图51中利用虚线的椭圆包围的区域)照射射入光即可。
使各个测定区域44a、44b形成为相同结构，在各个测定区域44a、 44b中固定不同的探针(抗体等)，由此可以一次检测多个活体分子。为 了固定不同的探针，也可以使用测位仪等。
或者，也可以使各个测定区域44a、44b中的凹部57的宽度、深度、 间距、槽的朝向等不同。
在向包括多个测定区域44a、44b的区域照射射入光时，如果在各个 测定区域44a、44b中探针不同，或者凹部57的宽度和深度等不同，则 在各个测定区域44a、44b中共振波长不同，所以如图52所示，能够观 察到多个反射率的峰(共振波长)。
各个峰起因于各个测定区域44a、44b中的SPR，所以通过检测各个 峰的位移，可以一次测定各个测定区域44中的反应。
这样通过使凹部57的结构或探针在各个测定区域44a、44b中不同， 不需要通过射入光逐个地扫描测定区域44a、44b，即可通过一次照射检 测多个测定区域44a、44b中的反应。因此，由于不需要用于扫描光的机 构等，所以能够使局部存在SPR传感器小型化、低成本化。
在以往的传输式表面等离子体共振传感器中，所发生的SPR在金属 表面上以几μm-几mm的扩散性传播，所以相邻的测定区域彼此需要离 开几百μm以上，因此存在不能使传感器用芯片高密度化的问题。但是， 在本发明的局部存在式表面等离子体共振传感器中，所发生的SPR只存 在于局部，所以能够使相邻的测定区域探针的间隔接近至几μm左右，具 有能够高密度地配置多个测定区域的优点。
(实施方式7)
图53表示在设于传感器用芯片39上的两个测定区域44a、44b中使 凹部57的长度方向的朝向彼此相差90度的情况。射入测定区域44a、44b 的直线偏振光的光中，具有与凹部57的长度方向垂直的偏振光面的光具 有较大的灵敏度，具有与凹部57的长度方向垂直的偏振光面的光几乎不 具有灵敏度，所以通过向测定区域44a、44b照射非偏振光的光，并使在 测定区域44a、44b反射的光通过偏振光光束分离器79向各个偏振光方 向分离，并被各个光检测器检测，由此可以分别独立地检测各个测定区 域44a、44b中的反应。
(实施方式8)
在实际测定中，有时试样溶液中混入气泡。如果气泡滞留在测定区 域中，则产生较大的折射率变化，并产生测定错误。根据经验，尤其在 测定区域44的交界处捕捉到气泡的情况居多。
为了避免因气泡造成的错误，并且为了使测定区域的交界与有助于 测定的区域分离，只要增大测定区域即可，但在该方法中，将导致用于 制造传感器用芯片的原盘的制造时间白白延长。
图54表示为了解决这种问题，在测定区域的送液上游侧设置用于捕 捉气泡81的捕捉器80。作为捕捉器80，例如可以是在与送液方向正交 的方向上较长的一个或多个凹槽或突起，也可以是与测定区域相同的图 案。在气泡的尺寸较大时将达到几mm尺寸，所以优选捕捉器80与测定 区域44离开1mm以上。
(实施方式9)
图55是说明本发明的实施方式的局部存在SPR传感器的图。在该 实施方式中，不向测定区域44照射白色光，而是照射特定的两个波长λ1、 λ2的光。所谓的这两个波长λ1、λ2，按照图55所示进行以下选择，在 反应之前波长λ1的反射率R1a小于波长λ2的反射率R2a(R1a＜R2a)，在 反应之后波长λ1的反射率R1b大于波长λ2的反射率R2b(R1b＞R2b)。 当然，也可以比较光检测器41的受光量。
根据该实施方式，仅比较两个特定波长的反射率或受光量即可，所 以能够容易在检测有无特定物质的用途中进行检查。
在本发明的表面等离子体共振传感器中得知，在向包括形成于金属 层的纳米尺寸的凹部的区域射入光时，在凹部内对置的金属侧面上的自 由电子和射入光之间发生键合，在凹部内部集中较强的电场，发生较强 的局部存在式表面等离子体共振。在发生表面等离子体共振时，光的能 量被金属层的表面等离子体波吸收，所以在某个波长(共振波长)时光 的反射率或由光检测器受光的光强度下降。该共振波长根据凹部内的媒 质的折射率而变化，所以根据这种表面等离子体传感器，可以检测到电 介质物质附着在凹部内的情况以及附着量的变化等。尤其可以用作生化 传感器来用于检测特定的蛋白质。
而且，在本发明的表面等离子体共振传感器中，能够在凹部内发现 较大的电场增强，所以能够发生较强的表面等离子体共振，相比以往的 传输式表面等离子体共振传感器和局部存在式表面等离子体共振传感 器，可以进行灵敏度非常高的传感。另外，本发明的表面等离子体共振 传感器在距金属层的表面几十纳米左右的狭小区域中具有灵敏度，所以 远离金属层的区域的物质引起的噪声较小，能够制造S/N比良好的表面 等离子体共振传感器。
另外，在此前的局部存在式表面等离子体共振传感器中，金属纳米 结构(金属微粒)呈断续状(岛状)存在，难以高效制造。与此相对， 在本发明的表面等离子体共振传感器中，能够连续地形成金属层，所以 能够在根据采用了压模的纳米压印技术等设计了凹坑的基板上，利用蒸 镀和溅射等工艺形成金属膜，由此可以形成凹部。因此，批量生产性良 好，能够以较低的成本生产高精度的传感器。
在本发明的表面等离子体共振传感器的其他实施方式中，所述凹部 具有在从与所述基板的主平面垂直的方向观看时一方向较长的形状，垂 直射入所述传感器用芯片的表面的光是非直线偏振光的光，由所述光检 测器接受的光是在所述金属层的表面反射的光中以与所述凹部的长度方 向正交的偏振光面射入所述金属层的直线偏振光成分。根据该实施方式， 可以只抽出在凹部内产生最大的表面等离子体共振的成分，并通过光检 测器检测，所以表面等离子体共振传感器的灵敏度非常高。
在本发明的表面等离子体共振传感器的另外其他实施方式中，所述 凹部在所述金属层的表面以一定间距排列，特别优选形成为周期性的形 状。在该实施方式中，可以缩小反射率波谱的峰半值宽度，可以提高测 定精度。
在本发明的表面等离子体共振传感器的另外其他实施方式中，所述 凹部的深度为20nm以上100nm以下，在与射入到所述金属层表面的光 的偏振光面平行的方向上，所述凹部的宽度为20nm以上100nm以下。 这是因为如果凹部的深度大于100nm，则在1000nm以上的波长时有可能 产生共振吸收，并与由水引起的较强的共振吸收重合，使得峰半值宽度 变宽，而如果凹部的深度小于20nm，则传感器灵敏度变小。并且，由于 一般蛋白质的尺寸为10nm左右，所以在考虑到作为生化传感器的用途 时，凹部的宽度至少需要20nm左右，并且如果凹部的宽度达到100nm 以上，则凹部内的电场增强的效果变差。
在本发明的表面等离子体共振传感器的另外其他实施方式中，彼此 相邻的所述凹部之间的间隔(凹部中心间的距离)为射入所述金属层表 面的光的波长的二分之一以下。根据该实施方式，射入测定区域的光不 会通过凹部产生衍射现象，可以排除衍射的影响。尤其在射入光是可见 光区域的光时，优选彼此相邻的所述凹部之间的间隔在400nm以下。
在本发明的表面等离子体共振传感器的另外其他实施方式中，向所 述传感器用芯片垂直射入两个波长以上的光，利用所述光检测器测定通 过所述传感器用芯片反射的各个波长的光的反射率或各个波长的光的光 强度。根据该实施方式，通过比较特定的两个波长以上的波长的反射率 或光强度，可以评价共振波长的变化。因此，期望用于检测有无已知的 特定物质等的用途。
本发明的表面等离子体共振传感器用芯片由基板和形成为覆盖所述 基板表面的至少一部分的金属层构成，在所述金属层的表面接受光，在 所述金属层的表面形成有多个凹部，所述凹部内的内壁面具有至少一组 对置的金属层表面，在所述对置的金属层表面产生局部存在的共振电场。
在本发明的表面等离子体共振传感器用芯片中，在向包括形成于金 属层上的纳米尺寸的凹部的区域垂直射入光时，在凹部内对置的金属侧 面上的自由电子和射入光之间发生键合，在凹部内部集中较强的电场， 发生较强的局部存在式表面等离子体共振。在发生表面等离子体共振时， 光的能量被金属层的表面等离子体波吸收，所以在某个波长(共振波长) 时光的反射率或由光检测器接受的光强度下降。该共振波长根据存在于 凹部内的媒质的折射率而变化，所以根据这种表面等离子体传感器用芯 片，可以检测到电介质物质附着在凹部内的情况以及附着量的变化等。 尤其可以用作生化传感器来用于检测特定的蛋白质。
而且，在本发明的表面等离子体共振传感器用芯片中，能够在凹部 内发现较大的电场增强，所以能够发生较强的表面等离子体共振，相比 以往的传输式表面等离子体共振传感器和局部存在式表面等离子体共振 传感器，可以进行灵敏度非常高的传感。另外，本发明的表面等离子体 共振传感器用芯片在距金属层的表面几十纳米左右的狭小区域中具有灵 敏度，所以远离金属层的区域的物质引起的噪声较小，能够制造S/N比 良好的表面等离子体共振传感器用芯片。
另外，在此前的局部存在式表面等离子体共振传感器中，金属纳米 结构(金属微粒)呈断续状(岛状)存在，难以高效制造。对此，在本 发明的表面等离子体共振传感器用芯片中，能够连续地形成金属层，所 以能够在根据采用了压模的纳米压印技术等设置了凹坑的基板上，利用 蒸镀和溅射等工艺形成金属膜，由此可以形成凹部。因此，批量生产性 良好，能够以较低的成本生产高精度的传感器用芯片。
在本发明的表面等离子体共振传感器用芯片的某个实施方式中，所 述基板在其表面具有多个凹坑，所述金属层形成在所述基板的表面上， 以形成反映了设于所述基板表面上的凹坑的形状的凹部。根据该实施方 式，如果在形成有凹部的基板表面形成金属层，则可以利用金属层模仿 凹坑形成凹部。因此，能够通过简单的步骤在金属层上形成细微的凹部。
在本发明的表面等离子体共振传感器用芯片的其他实施方式中，所 述金属层在所述基板的凹坑内，由膜厚为40nm以上100nm以下的金属 薄膜形成。这是因为如果金属层的膜厚小于40nm，则反射光的光量不足， 而如果金属层过厚并达到膜厚100nm以上，则成膜时间延长，制造成本 和制造生产能力变差。
在本发明的表面等离子体共振传感器用芯片的另外其他实施方式 中，所述凹部的内壁面的倾斜角相对于所述基板的主平面为75度以上90 度以下。另外，所谓的基板的表面指在用于形成凹部的凹坑形成在基板 上时，包括凹坑内部的基板的表面，所谓的基板的主平面指在用于形成 凹部的凹坑形成在基板上时，不包括凹坑内部的基板的表面。并且，在 用于形成凹部的凹坑未形成在基板上时，基板的表面与主平面一致。传 感器灵敏度在凹部的侧壁面的倾斜角为90度时最佳，这是因为如果倾斜 角小于75度，则传感器灵敏度为90度时的一半以下，不具有实用性。 并且，如果侧壁面的倾斜角超过90度，则难以使用压模等形成基板的凹 坑。
在本发明的表面等离子体共振传感器用芯片的另外其他实施方式 中，所述凹部的底面中央部朝向所述凹部的开口侧鼓起。根据该实施方 式，可以将附着在凹部底面上的物质提起到电场强度较高的区域，所以 能够提高传感器灵敏度。
尤其优选该凹部底面的鼓起高度为凹部深度的5％以上20％以下。 这是因为无论小于5％还是大于20％时，使传感器灵敏度提高的程度均 下降。
在本发明的表面等离子体共振传感器用芯片的另外其他实施方式 中，所述凹部具有相互平行的槽。根据该实施方式，可以延长、增大发 生表面等离子体共振的区域，可以提高传感器灵敏度。
在本发明的表面等离子体共振传感器用芯片的另外其他实施方式 中，沿着两个方向排列所述凹部，而且将所述凹部配置成方格状(交错 状)。在该实施方式中，在形成用于将特定分子固定在凹部的侧壁面上的 有机分子层等的用途中，可以增大用于形成有机分子层的面积，可以提 高传感器灵敏度。
另外，在上述实施方式中，优选所述凹部的一个排列方向的间距大 于该方向的所述凹部的宽度的2倍。根据该实施方式，由各个凹部反射 的光彼此不容易干涉。
在本发明的表面等离子体共振传感器用芯片的另外其他实施方式 中，具有形成了所述凹部的多个测定区域，所述凹部的深度、宽度或排 列间距按照各个测定区域而不同。在该实施方式中，由于具有多个测定 区域，所以能够一次进行多种检查，能够进行高效率检查。并且，由于 可以使各个测定区域具有不同的共振波长，所以即使一次对多个测定区 域整体照射光，也能够独立检测在各个测定区域产生的信号。因此，不 需要依次对各个测定区域扫描光，可以简化表面等离子体共振传感器的 结构。
在本发明的表面等离子体共振传感器用芯片的另外其他实施方式 中，在所述金属层的表面形成有用于固定活体分子的有机分子层。在该 实施方式中，由于能够在有机分子层上固定活体分子，所以能够检测特 定的活体分子，能够用作生化传感器。
在本发明的表面等离子体共振传感器用芯片的另外其他实施方式 中，上述实施方式中的所述有机分子层由距基板表面的长度为50nm以上 的分子和距基板表面的长度短于50nm的分子构成。这样利用较长的分子 和较短的分子形成有机分子层时，较短的分子在金属层附近使活体分子 键合，较长的分子在远离金属层的地方使活体分子键合，键合了活体分 子的较长的分子弯曲，由此该活体分子也被吸引到金属层附近，所以能 够在金属层附近的区域聚集较多的活体分子，能够进一步提高传感器灵 敏度。作为这种较长的分子，例如可以使用被称为接头部的分子，虽然 接头部具有几十纳米的长度，但只要其长度在50nm以上，就容易弯曲。
在本发明的表面等离子体共振传感器的另外其他实施方式中，作为 金属层的材质，使用Au或Ag。这种金属层材质化学性能稳定，并且可 以产生较强的表面等离子体共振。
本发明的表面等离子体共振传感器用芯片的制造方法用于制造本发 明的表面等离子体共振传感器用芯片，该方法包括：制作具有凸图案的 压模的步骤；在未固化的树脂上按压所述压模，由此将所述压模的凸图 案转印在该树脂上，通过使该树脂固化，形成所述基板，并且利用所述 凸图案的翻转形状，在所述基板的表面上形成凹坑的步骤；在所述基板 的表面上堆积金属而形成所述金属层，利用反映所述凹坑的形状而形成 的金属层形成所述凹部的步骤。
根据本发明的表面等离子体共振传感器用芯片的制造方法，使用压 模在基板上形成凹坑，形成反映了该凹坑的形状的金属层，从而形成凹 部，所以能够没有偏差地稳定制造具有相同形状的凹部的表面等离子体 共振传感器用芯片。并且，由于能够容易批量生产，所以能够低成本地 制造表面等离子体共振传感器用芯片。