近年来，通过检查人体的基因或蛋白质，逐渐可以诊断各人的健康 状态或体质，或进行预诊。作为用于这方面的装置，提出了以下说明的 各种方式的装置。但是，从现状来看，这些装置均大型且昂贵，尤其是 如果想要一次进行多项检查，以提高处理效率，或想要提高测定精度， 则装置将变得更加大型且昂贵。另一方面，为了普及这种检查装置，以 后就要求出现一种高精度、小型且低成本的装置。
于是，下面将从上述的观点出发，简单说明现状的装置。
在日本特开2000-131237号公报(专利文献1)中提出了一种荧光检 测方式的检查装置。该装置先用荧光色素对生物体分子进行修饰，观测 与固定在玻璃载片(slide glass)上的cDNA特异性结合的生物体分子发 出的荧光。在这种荧光检测方式的检查装置中，通过在玻璃载片上分别 以点状涂布不同的cDNA，从而能够同时分析多种基因或蛋白质，这种做 法当前利用的最多。
但是，在这种检查装置中存在如下问题：由于检测微弱的荧光，所 以会因荧光色素而产生错误，且用于荧光检测的光学系统大型化，制作 成本高。
并且，在日本特开平6-167443号公报(专利文献2)中提出了一种 体(bulk)型表面等离子体共振传感器。该传感器在上表面形成有金属薄 膜的基板的下表面配置了三角形棱镜。在该表面等离子体共振传感器中， 通过用于投光的光学系统，以各种角度向金属薄膜和棱镜之间的界面入 射光，借助光检测器测定在金属薄膜和棱镜的界面反射的光的强度。根 据这种装置，可以将与固定在金属薄膜上的抗体等特异性结合的抗原的 反应，作为光检测器中的感光强的变化来进行检测。
在这种体型表面等离子体共振传感器中，虽不会产生因荧光分子引 起的错误，但其结构难以进行阵列化，1个表面等离子体共振传感器一次 只能进行一项检查。并且，在现有的体型表面等离子体共振传感器中， 为了进行分析，需要实施图像处理，表面等离子体共振传感器变得大型 化，并且分析耗费时间。
作为将表面等离子体共振传感器小型化的方式，提出了各种利用了 波导型表面等离子体共振的光波导型表面等离子体共振传感器。光波导 型表面等离子体共振传感器中，先在埋入包层的芯(core)的上表面设置 好金属薄膜，从芯的一端入射光，利用光检测器对从芯的另一端射出的 光进行接收。
作为这种光波导型表面等离子体共振传感器，已有日本特开 2002-162346号公报(专利文献3)中公开的表面等离子体共振传感器。 其中记载了具有1根芯的表面等离子体共振传感器；以及在芯上设置开 关部，进行分支，平行地形成多根芯的表面等离子体共振传感器。在具 有1根芯的表面等离子体共振传感器中，只能设置一个金属薄膜，不能 一次进行多项检查。
而且，在形成有多根芯的等离子体共振传感器中，通过在各芯上形 成金属薄膜，从而能够一次进行多项检查，但各芯上也只能设置1个金 属薄膜。因此，金属薄膜的数量不能增加到芯数以上的数量，为了增加 金属薄膜，必须增加芯的根数或开关部的数量，且为了将芯分支成几段， 所以芯的分支部分的面积增大，表面等离子体共振传感器变大。由此， 在具有多根芯的表面等离子体共振传感器中存在如下问题：若要能够进 行多项检查，则传感器尺寸变得相当大。

本发明是鉴于上述技术课题进行的，其目的在于，提供一种小型且 高测定精度的表面等离子体共振传感器和面等离子体共振传感器用芯片 等，其将来自具有多个不同厚度的介电质层的试料检测部的信号(下文 中，有时将被试料检测部反射的光称为信号)分解，能够同时检测各测 定区域的表面状态。
本发明的第1方面的表面等离子体共振传感器用芯片，其特征在于， 该表面等离子体共振传感器用芯片由基板、形成于所述基板的上表面的 金属层、以及形成于所述金属层上的多个介电质层构成，所述多个介电 质层之中的至少一部分的厚度互不相同(包括厚度为0的情况)。此外， 厚度为0的介电质层表示没有介电质层。
在本发明的第1方面的表面等离子体共振传感器用芯片中，由于在 金属层上形成了厚度不同的介电质层，所以能够将从各介电质层(测定 区域)得到的信号(反射光)的特征波长相互错开而进行分离。因此， 从各介电质层得到的信号的特征波长不重叠，所以能够测定各测定区域 中的微量的化学变化或生物学变化、物理变化等。由此，根据本发明的 表面等离子体共振传感器用芯片，能够制作出一次可进行多项测定且可 实现小型化和低成本化的表面等离子体共振传感器用芯片。
本发明的表面等离子体共振传感器用芯片的一种实施方式，其特征 在于，具有多个所述金属层，多个金属层隔着预定距离进行配置，在所 述各金属层上分别形成有所述介电质层。根据所涉及的实施方式，金属 层和介电质层组合成一体，能够使得金属层不从介电质层露出，所以通 过对基板上表面进行亲水处理或疏水处理，能够抑制试料非特异性地附 着到基板上表面，能够降低附着在基板上表面的试料引起的信号噪声， 能够提高表面等离子体共振传感器用芯片的测定精度。
本发明的表面等离子体共振传感器用芯片的另一实施方式，其特征 在于，在所述基板的下表面紧密结合有棱镜。根据所涉及的实施方式， 能够对表面等离子体共振传感器用芯片进行所谓的Kretschmann配置。
本发明的表面等离子体共振传感器用芯片的又一实施方式，其特征 在于，具有多个试料检测部，该试料检测部是通过在所述金属层的上表 面形成厚度互不相同的多个所述介电质层来得到的。像这样具有多个试 料检测部的情况下，即使在不同的试料检测部彼此存在相同厚度的介电 质层的情况下，对被各试料检测部反射的光进行分解，并用多个感光元 件进行接收，或依次以时序进行接收，从而可进行各测定区域中的测定， 一次能够进行多项测定。而且，根据所涉及的实施方式，能够抑制支承 面的厚度差，通过抑制厚度差，还容易制作表面等离子体共振传感器用 芯片。
本发明的第1方面的表面等离子体共振传感器，其特征在于，该表 面等离子体共振传感器由如下部分构成：在基板的下表面紧密结合有棱 镜的本发明的第1方面的表面等离子体共振传感器用芯片；光源，其配 置在所述棱镜上，使得光从其一个斜面侧入射；以及配置成使得从所述 棱镜的另一斜面侧射出的光到达的分光构件和感光元件，从所述光源投 射并入射到所述棱镜的光在所述基板和所述金属层之间的界面进行反 射，在所述界面进行了反射的光通过所述分光构件进行分解，通过所述 分光构件进行了分解的不同波长的光通过所述感光元件的多个感光区域 进行接收。
在本发明的第1方面的表面等离子体共振传感器中，在金属层上形 成厚度不同的介电质层，所以能够将从各介电质层(测定区域)得到的 信号(反射光)的特征波长相互错开而进行分离。因此，从各介电质层 得到的信号的特征波长不重叠，所以由分光构件对在试料检测部反射的 光进行分解，检测特征波长的位移；或者，将波长不同的单色光依次投 入到试料检测部，检测特征波长的位移，从而能够测定各测定区域的微 量的化学变化、生物学变化、物理变化等。因此，根据本发明的表面等 离子体共振传感器，能够制作出一次可进行多项测定且可实现小型化和 低成本化的表面等离子体共振传感器。并且，根据所涉及的表面等离子 体共振传感器，由光栅等分光构件对在测定区域反射的某个波段的光(例 如白色光)进行分解，能够根据其波谱，一次检测特征波长的位移。因 此，与将波长不同的单色光依次投入到试料检测部，检测特征波长位移 的方法相比，能够进一步使测定动作高速化。并且，作为感光元件，无 需使用CCD等，因此，也无需进行图像处理，能够缩短测定结果的分析 时间。
本发明的第2方面的表面等离子体共振传感器用芯片，其特征在于， 该表面等离子体共振传感器用芯片由如下部分构成：光波导，其形成有 芯；测定区域，其形成于所述芯上；以及分光构件，其对在所述芯内传 播并被所述测定区域反射的光进行分解，所述测定区域由形成于所述芯 上的金属层和形成于所述金属层上的多个介电质层构成，多个所述介电 质层之中的至少一部分的厚度互不相同(包括厚度为0的情况)。此外， 厚度为0的介电质层是指没有介电质层。在具有介电质层的测定区域中， 在介电质层上固定有用于识别特定的分子、并特异性地结合的物质(下 文中，称为分子识别功能物质)，在没有介电质层的测定区域中，在金属 层上直接固定有分子识别功能物质，所以借助固定有分子识别功能物质 的区域来划分测定区域(以下相同)。
在本发明的第2方面的表面等离子体共振传感器用芯片中，沿着芯 的上表面形成厚度不同的介电质层，所以能够将从各介电质层(测定区 域)得到的信号(反射光)的特征波长相互错开进行分离。因此，从各 介电质层得到的信号的特征波长不重叠，所以由分光构件对在试料检测 部反射的光进行分解，检测特征波长的位移，从而能够测定各测定区域 中的微量的化学变化或生物学变化、物理变化等。由此，根据本发明的 第2方面的表面等离子体共振传感器用芯片，能够制作出一次可进行多 项测定且可实现小型化和低成本化的表面等离子体共振传感器用芯片。
本发明的第二方面的表面等离子体共振传感器用芯片的一种实施方 式，其特征在于，具有多个所述金属层，多个金属层隔着预定距离进行 配置，在所述各金属层上分别形成有所述介电质层。根据所涉及的实施 方式，金属层和介电质层组合成一体，能够使得金属层不从介电质层露 出，所以通过对芯上表面进行亲水处理或疏水处理，能够抑制试料非特 异性地附着到芯上表面，能够降低附着在芯上表面的试料引起的信号噪 声，能够提高表面等离子体共振传感器用芯片的测定精度。
本发明的第二方面的表面等离子体共振传感器用芯片的另一实施方 式，其特征在于，所述光波导形成有多根所述芯，在各芯上分别形成有 所述测定区域。根据所涉及的实施方式，测定区域根据芯的数量进一步 增加，所以一次能够进行的测定种类和试料数量也进一步增加。
本发明的第二方面的表面等离子体共振传感器用芯片的又一实施方 式，其特征在于，所述各介电质层的所述芯的长度方向上的长度D为 D≥2×T×tanθ，其中，T为所述芯的厚度，θ为在芯内传播的光对所述测定 区域的入射角。根据所涉及的实施方式，可针对芯的厚度，规定必要最 低限所需的介电质层(测定区域)的长度，能够容易地进行表面等离子 体共振传感器用芯片的设计。
本发明的第二方面的表面等离子体共振传感器用芯片的又一实施方 式，其特征在于，所述分光构件设置在所述芯的一部分上，并且所述芯 片还具备感光元件，该感光元件具有对由所述分光构件进行分解的不同 波长的光进行接收的多个感光区域。通过设置对由分光构件进行分解的 各波长的光进行接收的感光元件，从而能够容易地检测信号的特征波长 的变化，所以能够容易地对试料及其特性进行分析。
本发明的第二方面的表面等离子体共振传感器用芯片的又一实施方 式，其特征在于，在所述各测定区域上固定有互不相同的分子识别功能 物质。根据所涉及的实施方式，在各测定区域上固定有不同的分子识别 功能物质，所以能够同时测定多种物质，能够高效地进行测定。
本发明的第一或第二方面的表面等离子体共振传感器用芯片的又一 实施方式，其特征在于，所述介电质层的厚度相互之间存在10nm以上 的差异。作为芯、金属层、介电质层，通常分别使用PMMA(聚甲基丙 烯酸甲酯)、Au、Ta2O5，该情况下附着了通常的生物体分子时，只要介 电质层的厚度存在10nm以上的差异，则各信号的特征波长为100nm以 上，能够高精度地检测信号的特征波长。
本发明的第一或第二方面的表面等离子体共振传感器用芯片的又一 实施方式，其特征在于，所述金属层由Au、Ag或Cu构成。根据所涉及 的实施方式，通过在金属层中使用Au、Ag或Cu，能够在可见光区域高 效地得到表面等离子体共振信号。
本发明的第一或第二方面的表面等离子体共振传感器用芯片的又一 实施方式，其特征在于，所述介电质层由高介电常数材料构成。若在介 电质层中使用高介电常数材料，则在将信号的特征波长的间隔保持在同 等程度的情况下，能够减小介电质层彼此的厚度差(特别是介电质层的 最大厚度和最小厚度之差)，能够减小表面等离子体共振传感器用芯片的 表面凹凸。由此，根据所涉及的实施方式，介电质层的制作容易，能够 抑制出现介电质层缺口等缺陷。并且，能够减少介电质层的间距(pitch)， 所以可提高测定区域的配置密度。
本发明的第一或第二方面的表面等离子体共振传感器用芯片的又一 实施方式，其特征在于，作为所述介电质层的高介电常数材料为Ta2O5 或TiO2。Ta2O5或TiO2为高介电常数材料，所以在将信号的特征波长的 间隔保持在同等程度的情况下，能够减小介电质层彼此的厚度差(特别 是介电质层的最大厚度和最小厚度之差)，能够减小表面等离子体共振传 感器用芯片的表面凹凸。由此，根据所涉及的实施方式，介电质层的制 作容易，能够抑制出现介电质层缺口等缺陷。并且，能够减少介电质层 的间距，所以可提高测定区域的配置密度。此外，Ta2O5或TiO2也比较容 易获得。
本发明的第一或第二方面的表面等离子体共振传感器用芯片的又一 实施方式，其特征在于，所述介电质层为高折射率树脂。若采用高折射 率树脂形成介电质层，则在将信号的特征波长的间隔保持在同等程度的 情况下，能够减小介电质层彼此的厚度差(特别是介电质层的最大厚度 和最小厚度之差)，能够减小表面等离子体共振传感器用芯片的表面凹 凸，能够抑制出现介电质层缺口等缺陷。并且，通过使用树脂材料，采 用模具复制能够容易地制作用于表面等离子体共振传感器用芯片的介电 质层。
本发明的第二方面的表面等离子体共振传感器，其特征在于，该表 面等离子体共振传感器由如下部分构成：本发明的第二方面所述的表面 等离子体共振传感器用芯片；设置于所述芯的一端面侧的光源；设置于 所述光源和所述芯之间的光路转换构件；设置于所述芯的一部分上的分 光构件；以及感光元件，从所述光源射出的光借助所述光路转换构件调 节成预定角度，导入到所述芯内，在所述芯内传播的光在所述测定区域 进行反射，从所述芯输出的光被所述分光构件分解，分解出的光被所述 感光元件接收。
照射到测定区域的光具有扩散角的情况下，产生与该扩散角相应量 的信号误差。相对于此，在本发明的第二方面的表面等离子体共振传感 器中，能够借助光路转换构件抑制照射到试料检测部的光的扩散度。从 而，根据该第二方面的表面等离子体共振传感器，除了第二方面表面等 离子体共振传感器用芯片所具有的效果之外，还能够提高测定精度。
本发明的第一或第二方面的表面等离子体共振传感器的一种实施方 式，其特征在于，所述光源为白色光源或多波长光源。根据所涉及的实 施方式，能够通过白色光源或多波长光源将波段较宽的光照射到试料检 测部，由此能够增大测定区域的数量。
本发明的第一或第二方面的表面等离子体共振传感器的一种实施方 式，其特征在于，在配置有所述各介电质层的区域中的所述基板和所述 金属层之间的界面上反射的光的特征波长相互之间错开100nm以上。作 为基板或芯、金属层、介电质层，通常分别使用PMMA(聚甲基丙烯酸 甲酯)、Au、Ta2O5，但该情况下结合了通常的生物体分子时，信号的特 征波长位移约50nm。从而，只要像该实施方式这样使得各信号的特征波 长(反射率极小的吸收波段)间隔为100nm以上，就能够高精度地检测 信号的特征波长。
本发明的表面等离子体共振传感器用芯片的第一方面的制作方法， 其用于制作本发明的第一或第二方面的表面等离子体共振传感器用芯 片，其特征在于，利用形成有多个不同深度的凹部的模具，挤压供给到 所述金属层上的介电质树脂材料，从而由所述介电质树脂材料形成多个 厚度不同的介电质层。根据利用模具(压模)来对介电质树脂材料(特 别是紫外线固化型树脂)进行成型的第一方面的制作方法，能够高精度 地制作出微细的介电质层，所以能够实现测定区域的高密度化、或表面 等离子体共振传感器用芯片的小型化。
本发明的表面等离子体共振传感器用芯片的第二方面的制作方法， 其用于制作本发明的第一或第二方面的表面等离子体共振传感器用芯 片，其特征在于，该制作方法包括执行如下处理的步骤：利用形成有多 个不同深度的凹部的模具，挤压供给到所述金属层上的介电质树脂材料， 从而由所述介电质树脂材料形成多个厚度不同的介电质层；以及通过蚀 刻除去从所述介电质层露出的金属层。根据利用模具(压模)来对介电 质树脂材料(特别是紫外线固化型树脂)进行成型的第一方面的制作方 法，能够高精度地制作出微细的介电质层，所以能够实现测定区域的高 密度化、或表面等离子体共振传感器用芯片的小型化。并且，通过将介 电质层作为掩模进行蚀刻，能够容易地除去从介电质层露出的金属层。
本发明的医疗检查装置，其具备：本发明的第一或第二方面的表面 等离子体共振传感器，其将与特定的生物体分子结合的生物体分子识别 功能物质固定在所述介电质层上；以及根据由所述表面等离子体共振传 感器得到的测定光的波谱分析检查结果的构件。根据本发明的医疗检查 装置，能够同时进行多项医疗检查，并且能够实现小型化。
本发明的化学物质检查装置，其具备：第一或第二方面的表面等离 子体共振传感器，其将与特定的化学物质结合的化学物质识别功能物质 固定在所述介电质层上；以及根据由所述表面等离子体共振传感器得到 的测定光的波谱分析检查结果的构件。根据本发明的化学物质检查装置， 能够同时进行多项化学物质检查，并且能够实现小型化。
另外，用于解决本发明中的上述课题的手段，具有将以上说明的构 成要件适当组合的特征，本发明可通过构成要件的组合实现多种效果。
附图说明
图1是示出本发明的实施例1的表面等离子体共振传感器的概略图。
图2(a)是实施例1的试料检测部的放大图，图2(b)和图2(c) 是试料检测部的侧视图和俯视图。
图3(a)是示出在金属层上表面固定抗体并形成了测定区域的表面 等离子体共振传感器的图，图3(b)是示出在其感光部检测到的特性的 图。
图4(a)是示出在金属层上设置了介电质层的表面等离子体共振传 感器的图，图4(b)是在其感光部检测到的特性的图。
图5是示出利用具有多个不同厚度的介电质层的表面等离子体共振 传感器得到的分光特性的图。
图6是示出在各测定区域全反射的光的特性R0(λ)、R1(λ)、R2(λ)与 由感光元件检测到的反射率特性Rt(λ)之间的关系的图。
图7是示出在各测定区域全反射的光的特性R0(λ)、R1(λ)、R2(λ)与 由感光元件检测到的反射率特性Rt(λ)之间的关系的图，示出独立性不好 的情况。
图8是用于说明独立性条件的图。
图9是示出仿真结果的图。
图10是示出仿真结果的图。
图11是示出仿真结果的图。
图12(a)、图12(b)和图12(c)是示出在金属层上表面形成不同 厚度的介电质层的步骤的图。
图13(a)是示出本发明的实施例2的表面等离子体共振传感器的示 意图，图13(b)是该试料检测部的放大图。
图14(a)、图14(b)、图14(c)和图14(d)是示出实施例2的 测定区域的制作方法的步骤图。
图15是示出本发明的实施例3的表面等离子体共振传感器的主视 图。
图16(a)是示出实施例3的表面等离子体共振传感器中的试料检测 部的放大图，图16(b)和图16(c)是示出形成于金属层上表面的试料 检测部的侧视图和俯视图。
图17是示出实施例3的感光元件阵列的俯视图。
图18(a)是示出实施例3的变形例的表面等离子体共振传感器的主 视图，图18(b)是示出其试料检测部的放大图。
图19是示出本发明的实施例4的表面等离子体共振传感器的立体 图。
图20是示出本发明的实施例4的表面等离子体共振传感器的侧视 图。
图21是用于说明防止光在设置于芯端部上表面的分光构件的界面 全反射的一个方法的、表面等离子体共振传感器的侧视图。
图22是说明用于确定测定区域长度D的条件的图。
图23是示出对光的扩散度为±2°、介电质层的厚度差为10nm时的 特性进行仿真的结果的图。
图24是示出对光的扩散度为±2°、介电质层的厚度差为15nm时的 特性进行仿真的结果的图。
图25是示出对光的扩散度为±1°、介电质层的厚度差为15nm时的 特性进行仿真的结果的图。
图26是示出本发明的实施例5的表面等离子体共振传感器的侧视 图。
图27是示出本发明的实施例6的表面等离子体共振传感器的立体 图。
图28是示出本发明的实施例6的表面等离子体共振传感器81的俯 视图。
图29是示出实施例6的变形例的表面等离子体共振传感器的立体 图。
图30是示出本发明的实施例7的表面等离子体共振传感器的侧视 图。
图31是示出本发明的实施例8的表面等离子体共振传感器的侧视 图。
图32是示出使用了本发明的表面等离子体共振传感器的检查装置 的结构的框图。
符号说明
11 表面等离子体共振传感器；12 透明基板；13 金属层；14a、14b、 14c 介电质层；15a、15b、15c 测定区域；16 试料检测部；17 棱镜；18 投光部；19 分光构件；20 感光元件；21 感光区域；22a、22b、22c 抗 体；23 间隙；24 抗原；25 光源；26 偏振器；27 准直光学系统；61 表 面等离子体共振传感器；62 包层；63 芯

下面，根据附图，详细说明本发明的实施例。
【实施例1】
图1是示出本发明的实施例1的表面等离子体共振传感器11的示意 图。实施例1的表面等离子体共振传感器11是具备棱镜17的体型表面 等离子体共振传感器，采用所谓的Kretschmann配置。
在该表面等离子体共振传感器11中，在由PMMA、聚碳酸酯(PC)、 聚苯乙烯(PS)等塑料或玻璃组成的透明基板12的整个表面上形成金属 层13(金属薄膜)。透明基板12具有与棱镜17相等的折射率。金属层 13由通过真空蒸镀或溅射形成于透明基板12上表面的Au、Ag、Cu等构 成。
金属层13的上表面形成有由多个测定区域15a、15b、15c构成的试 料检测部16。图2(a)是试料检测部16的放大图，图2(b)和图2(c) 是试料检测部16的侧视图和俯视图。构成试料检测部16的各测定区域 15a、15b、15c相互隔着间隙23，排列成一列。在测定区域15a中，金属 层13的上表面形成有介电质层14a，在介电质层14a上固定有抗体22a。 在测定区域15b中，金属层13的上表面形成有介电质层14b，该介电质 层14b的厚度与测定区域15a的介电质层14a不同，在该介电质层14b 上固定有抗体22b，该抗体22b不同于测定区域15a中的抗体22a。此外， 在测定区域15c中，在金属层13的上表面形成有介电质层14c，该介电 质层14c的厚度与介电质层14a和14b的厚度不同，在该介电质层14c 上固定有抗体22c，该抗体22c不同于测定区域15a中的抗体22a和测定 区域15b中的抗体22b。另外，对于测定区域，在图示例中示出了3个测 定区域15a、15b、15c，但也可以是2个或4个以上。并且，各介电质层 14a、14b、14c只要具有不同厚度即可，任意一个介电质层(例如，介电 质层14a)的厚度也可以是0(即，不设置介电质层)。这些介电质层14a、 14b、14c由Ta2O5、TiO2等高介电常数材料、或PMMA、聚碳酸酯等高 折射率的介电质树脂材料构成。
像这样形成于金属层13上的各介电质层14a、14b、14c的区域(在 任意一个测定区域中也可没有介电质层)分别成为测定区域15a、15b、 15c，介电质层的厚度(包括厚度为0的情况)不同的各测定区域15a、 15b、15c汇总构成1个试料检测部16。
如图1所示，在透明基板12的下表面薄薄地涂布匹配油(matching oil)之后，将透明基板12紧密结合到三棱镜等棱镜17的上表面。在棱 镜17的一个斜面侧配置有投光部18，该投光部18是射出白色光的白色 光源或射出预定的多波段光的多波长光源等光源。投光部18具有：发光 二极管(LED)或半导体激光元件(LD)、卤素灯等光源25；偏振器26， 其将从光源25投射的光转换成与金属层13平行或垂直方向的线性偏振 光；以及准直光学系统27，其用于将从投光部18射出的光准直化，向预 定方向射出。并且，在棱镜17的另一斜面侧配置有分光构件19和感光 元件20。分光构件19用于对在透明基板12和金属层13之间的界面全反 射的光进行分解，由衍射光栅组成。感光元件20具有对分解出的各波长 光进行接收的多个感光区域21(感光单元)，使用了一维光电二极管阵列 等。
而且，在该表面等离子体共振传感器11中，从投光部18射出的光L (偏振光)从一个斜面入射到棱镜17内，进一步在透明基板12内通过， 倾斜地入射到试料检测部16。而且，在试料检测部16中，在金属层13 和透明基板12之间的界面全反射的光通过透明基板12和棱镜17，从棱 镜17的另一斜面射出到外部。从棱镜17射出的光倾斜地入射到分光构 件19，并透过分光构件19，从而被分解成各个波长的光。被分光构件19 分解的各波长的光，按照各个波长向不同方向射出，被感光元件20接收。 感光元件20的各感光区域21沿着分光构件19的分光方向排列，各感光 区域21对不同波长的光进行接收。由此，能够由各感光区域21的感光 量，获得在试料检测部16反射的光的分光特性。
另外，各测定区域15a、15b、15c相互隔着恒定距离配置，所以在 各测定区域15a、15b、15c全反射的光入射到分光构件19的位置也稍微 错开，即使分解出的光的波长相同，光线位置也稍微错开。但是，测定 区域15a、15b、15c的尺寸相比于排列在感光元件20上的各感光区域21 的尺寸足够小，且分光构件19和感光元件20之间隔着足够的距离，从 而能够使不同波长的光充分分离，因此，即使是对于在不同的测定区域 15a、15b、15c全反射的光，只要是相同波长(波段)的光就被同一感光 区域21接收。
接着，说明该表面等离子体共振传感器11中的测定原理。图3(a) 示出在金属层13的上表面固定抗体22并形成了1个测定区域的表面等 离子体共振传感器。并且，图3(b)示出以能够引起全反射的入射角向 该表面等离子体共振传感器11的测定区域照射光L时，在测定区域中， 在透明基板12和金属层13之间的界面全反射的光L的分光特性。在引 起光L全反射的测定区域中，在金属层13的表面产生具有电场分布的倏 逝波(evanescent-wave)。而且，当倏逝波的波数和频率与表面等离子体 的波数和频率一致时，两者产生共振，入射光的能量转入到表面等离子 体，所以在该波长下，反射光的光强下降。因此，若调查反射光的分光 特性，像图3(b)中以R0(λ)表示的特性那样，在特定的吸收波长λ0(下 文中，称为特征波长。)下，反射率值达到极小值。
接着，在测定区域的抗体22上特异性地结合了抗原24的状态下， 进行相同的测定，则特性像图3(b)所示的R0s(λ)那样变化，特征波长 位移Δλ，成为λ0s。该波长位移量Δλ(＝λ0s-λ0)根据特异性地结合在抗 体22上的抗原24的量发生变化，所以由反射光的分光特性求出波长位 移量Δλ，从而能够判断抗体22上是否结合了抗原24，或测定特异性地 结合在抗体22上的抗原24的量。
现在，若考虑在金属层13上固定了2种以上抗体的情况，则由于在 各抗体上特异性地结合有不同种类的抗原，所以一次可检查2种以上的 抗原。但是，实际上，若利用1个感光元件20对在具有各抗体的各个测 定区域反射的光进行接收，则各测定区域中的反射光的特征波长重叠而 不能进行判断，无法测定。
另一方面，像图4(a)所示的表面等离子体共振传感器那样，先在 金属层13上设置好预定厚度t的介电质层14，将抗体22固定在该介电 质层14上的情况下，抗体22上没有结合抗原时的特性为图4(b)所示 的特性R1(λ)。即，即使在抗体22上没有结合抗原24的情况下，反射光 的分光特性从不具有介电质层14时的特性R0(λ)变化为图4(b)的特性 R1(λ)，特征波长(吸收波长)位移ΔΛ，成为λ1。而且，在抗体22上特 异性地结合了抗原24时，特征波长为图4(b)的特性R1s(λ)，特征波长 从λ1变为λ1s。
在实施例1的表面等离子体共振传感器11的情况下，在各个测定区 域15a、15b、15c中，在厚度不同的介电质层14a、14b、14c上固定有抗 体22a、22b、22c。因此，如图5所示，来自各测定区域15a、15b、15c 的信号的特性R0(λ)、R1(λ)、R2(λ)，在每个测定区域15a、15b、15c分 别位移不同的波长位移量，相互分离。因此，来自各测定区域15a、15b、 15c的信号不混合，可以高精度地区分各信号的特征波长λ0、λ1、λ2。
具体地说，对于来自测定区域15a的信号，在没有结合抗原的情况 下，像图5的特性R0(λ)那样，特征波长为λ0的特性；在该抗体22a上 特异性地结合了抗原的情况下，像图5的特性R0s(λ)那样，特征波长为λ0s 的特性。同样地，对于来自测定区域15b的信号，在没有结合抗原的情 况下，像图5的特性R1(λ)那样，特征波长为λ1的特性；在该抗体22b 上特异性地结合了抗原的情况下，像图5的特性R1s(λ)那样，特征波长 为λ1s的特性。对于来自测定区域15c的信号，在没有结合抗原的情况下， 像图5的特性R2(λ)那样，特征波长为λ2的特性；在该抗体22c上特异 性地结合了抗原的情况下，像图5的特性R2s(λ)那样，特征波长为λ2s 的特性。因此，通过调整介电质层14b、14c的厚度，使得特征波长λ0、 λ1、λ2之间充分分离，从而各特征波长λ0、λ1、λ2或变化后的各特征波 长λ0s、λ1s、λ2s不混合，能够高精度地进行检测，能够检测出各测定区 域15a、15b、15c中有无抗原的情况或抗原的结合量。
因此，根据实施例1的表面等离子体共振传感器11，若在各测定区 域15a、15b、15c上分别固定有不同的抗体22a、22b、22c，则能够一次 检测各不相同的抗原-抗体反应，可一次进行多项检查。从而，能够制作 出可小型化且低成本的体型表面等离子体共振传感器11，其将测定区域 阵列化，能够一次高效地进行多项检查。而且，根据这种表面等离子体 共振传感器11，无需将CCD用作感光元件，所以也就无需进行图像处理， 能够缩短分析所需时间。
但是，在各测定区域15a、15b、15c反射的光L的分光特性并不是 像图5所示那样被分别检测出的，而是利用1个感光元件20进行检测而 得到的，考虑这一点，必须在各特征波长之间设定间隔。为此，必须规 定各介电质层的厚度，以满足在此称为独立性的条件。下面，说明为使 各信号的特征波长分离所需的独立性的概念。
图6示出在测定区域15a、15b、15c全反射的光的特性R0(λ)、R1(λ)、 R2(λ)和由感光元件20检测到的反射率特性Rt(λ)之间的关系。由感光元 件20检测到的反射率特性Rt(λ)是将各特性R0(λ)、R1(λ)、R2(λ)的反射 率相乘而得的，具体如下。
Rt(λ)＝R0(λ)×R1(λ)×R2(λ)
若各测定区域15a、15b、15c中的特性为图6的R0(λ)、R1(λ)、R2(λ)所 示，则由感光元件20检测到的特性为图6的Rt(λ)所示。
在图7中，若以各个特性R0(λ)、R1(λ)、R2(λ)进行比较，则看起来 各特征波长λ0、λ1、λ2已充分分离，但若以实际由感光元件20检测到 的分光特性Rt(λ)来看，则不能认为各特征波长λ0、λ1、λ2充分分离。因 此，在设计表面等离子体共振传感器11时，需要满足以下一般化说明的 独立性的条件。
在此，从波长短的一侧起，依次将特征波长表示为λ0、λ1、λ2、...。 如图8所示，考虑在特征波长具有λm、λn(λn>λm；n＝m+1，m为0或 正整数)的相邻值的测定区域全反射的光的特性。将相邻的2个特征波长 之差设定为ΔG＝λn-λm。此外，若将在这些测定区域上结合了抗原时的特 征波长分别设为λms、λns，则这些波长位移如下。
Δλm＝λms-λm
Δλn＝λns-λn
首先，作为相邻的特征波长在变化后也不重叠的条件(独立性的条件1)， 对于特征波长相邻的任意一组的分光特性，必须满足如下关系。
ΔG>Δλm                        ...(式1)
接着，为了高精度地进行检测，需要使得由感光元件20检测到的特 性的信号波形不变形。在此，将试料检测部16内的测定区域的数量设为 k+1，将光的波长设为λ，将各测定区域中的反射率设为R0(λ)、R1(λ)、...、 Rk(λ)，将在各测定区域特异性地结合了抗原时的反射率设为R0s(λ)、 R1s(λ)、R2s(λ)、...、Rks(λ)时，定义如下函数。
Fk(λ)＝R0(λ)×R0s(λ)×R1(λ)×R1s(λ)×...×Rk(λ)×Rks(λ)
＝IIRj(λ)×IIRjs(λ)
(其中，积均为j＝0到j＝k)。
在此，IIRj(λ)是任何测定区域也没有结合抗原时，由感光元件20计测到 的信号的特性；IIRjs(λ)是全部测定区域上都结合了抗原时，由感光元件 20计测到的信号的特性。
对于独立性的条件2，当考虑到图8所示的任意相邻的分光特性 Rm(λ)、Rn(λ)时，最小波长间距离的中央波长
λmn＝(λms+λn)/2                    ...(式2)
的前后的波长λmn+Δλ＝λx(其中，在此使用的Δλ是不为0的任意较小的 值，λx表示拐点λmn附近。)中的上述函数Fk(λ)的切线的斜率不为0。 若以数学式表示如下。
|dFk(λx)/dλx|>0                  ...(式3)
简单地说，在包括拐点λmn的区域，Fk(λ)的2次微分不为0。另外，该 |dFk(λx)/dλx|的值越大越好。
并且，上述(式2)可用在波形左右对称且最小波长间距离的中央 波长位于拐点的情况，在除此之外的情况下(波形不左右对称时)不能 使用(式2)。在波形不左右对称的情况下，为2次微分不是0的条件。
或者，独立性的条件2为附着了抗原后的任意分光特性的极小值 Ris(λis)小于由上述(式2)定义的任意λmn中的Fk(λ)/Ri(λ)的值，满足 如下条件。
Ris(λis)在此，i是表示任意分光特性的指标，i＝0、...、k；m和n是表示相邻的 任意分光特性的指标；Ris(λis)是附着了抗原后的分光特性Ris(λ)的特征 波长λis中的值；Ri(λ)是Ris(λ)的结合抗原前的分光特性。考虑到制作表 面等离子体共振传感器11时的位置精度和从投光部18射出的光的扩散 度等时，优选上述(式4)的右边值比左边值大10％以上。
由此，在决定各测定区域中的介电质层的厚度时，必须要注意满足 上述(式1)的独立性条件、以及上述(式3)和上述(式4)之中的至 少一个独立性条件。
并且，通常，作为透明基板12，使用玻璃或PMMA；作为金属层 13，使用Au；作为介电质层14a、14b、14c，使用Ta2O5或PMMA或聚 碳酸酯。该情况下，在附着了通常的生物体分子时，信号的特征波长位 移约50nm。从而，只要各信号的特征波长的间隔ΔG达到100nm以上， 就能够高精度地检测信号的特征波长。
而且，感光元件20需要涵盖全部特征波长。即，需要能够以必要的 分辨率对至少波长λ0～λks的光进行接收的尺寸和单元数的感光元件20。
图9、图10和图11示出仿真结果。在图9和图10中，假设透明基 板为PMMA，将折射率设为1.492，将金属层设为50nm厚的Au薄膜， 将光对金属层的入射角设为75°。而且，将测定区域的数量设为7，利用 Ti2O5在各测定区域上形成厚度t为0nm(无介电质层)、5nm、10nm、 15nm、20nm、25nm和30nm的介电质层。图9示出各测定区域上结合 抗原之前的状态中的反射率特性、以及此时的由感光元件检测到的整体 特性。并且，图10示出各测定区域上结合抗原之前和之后的特性变化， 用实线表示的特性是结合抗原之前的特性(与图9相同的特性)，虚线表 示结合了抗原之后的特性。此处，假设抗原的尺寸为10nm，将结合了抗 原时的测定区域的折射率设为1.57。在像这样介电质层的厚度t之差只有 5nm的情况下，如图9所示，结合抗原之前的相邻特征波长之差ΔG不 够充分，因此，如图10所示，结合了抗原之后的特性的特征波长与在长 波长侧相邻的结合抗原前的特性的特征波长极其接近，失去了信号的独 立性。
另一方面，图11示出将介电质层的厚度t设为0nm、10nm、20nm 来形成3个测定区域的情况，用实线表示的特性是结合抗体之前的特性， 虚线表示结合了抗原之后的特性。该情况下，由于在结合抗体之前的特 性中，相邻特征波长之差ΔG充分，所以结合了抗原之后的特性的特征波 长充分地从在长波长侧相邻的抗原结合前的特性的特征波长分离出来。
根据以上的考察，优选各测定区域的介电质层的厚度t相互之间存在 10nm以上的差异。若将感光元件20可检知的波段设为500nm～1000nm， 则测定区域数为3，所以测定区域15a、15b、15c的各介电质层14a、14b、 14c的厚度t分别设为0nm、10nm、20nm即可。
接着，通过图12来说明在金属层13的上表面形成厚度不同的介电 质层14a、14b、14c的方法。该方法是使用压模(stamper)来复制介电 质层14a、14b、14c的方法。压模28上预先形成有与要制作的介电质层 14a、14b、14c相同形状的凹部。在制作介电质层14a、14b、14c时，在 透明基板12上的金属层13的上表面涂布介电质树脂材料29，如图12(a) 所示，利用压模28从上方按压介电质树脂材料29，在金属层13和压模 28之间夹持介电质树脂材料29，进行成型。若在介电质树脂材料29固 化之后，将压模28剥离，则如图12(b)所示，通过介电质树脂材料29 在金属层13的上表面形成介电质层14a、14b、14c的形状。接着，对介 电质树脂材料29进行湿蚀刻或干蚀刻，从而将介电质树脂材料29的不 要部分除去，如图12(c)所示，由介电质树脂材料29形成介电质层14a、 14b、14c。
根据像这样通过压模28成型介电质树脂材料29(特别是紫外线固 化型树脂)的方法，能够高精度地制作微细的介电质层14a、14b、14c， 所以能够实现测定区域的高密度化、或表面等离子体共振传感器11的小 型化。
【实施例2】
图13(a)是示出本发明的实施例2的表面等离子体共振传感器31 的概略图，图13(b)是该试料检测部16的放大图。在实施例1中，在 测定区域15a、15b、15c的外侧区域也形成有金属层13，但在实施例2 的表面等离子体共振传感器31中，在测定区域15a、15b、15c的外侧区 域不设置金属层13，金属层13不从介电质层14a、14b、14c露出。因此， 由于在测定区域15a、15b、15c的外侧区域中，透明基板12露出，所以 能够对测定区域15a、15b、15c以外的区域实施亲水处理或疏水处理。 其结果，能够防止在测定区域15a、15b、15c以外的区域附着抗原，能 够降低因不必要地固定的抗原引起的信号噪声，能够提高测定精度。
图14是示出制作实施例2中的测定区域15a、15b、15c的方法的图。 图14(a)～(c)是与实施例1的图12(a)～(c)相同的步骤。在实 施例2的情况下，图14(d)所示的最后步骤中，将构图后的介电质树脂 材料29作为掩模，对金属层13进行干蚀刻或湿蚀刻，除去从介电质树 脂材料29(即，介电质层14a、14b、14c)露出的金属层13。
【实施例3】
图15是示出本发明的实施例3的表面等离子体共振传感器41的主 视图。并且，图16(a)是表面等离子体共振传感器41中的试料检测部 16的放大图，图16(b)和(c)是形成于金属层13上表面的试料检测 部16的侧视图和俯视图。在实施例3的表面等离子体共振传感器41中， 将由多个测定区域15a、15b、15c组成的试料检测部16纵横排列(在图 示例中，纵向排列3个，宽度方向排列4个)。并且，图17是示出感光 元件20的阵列的俯视图，多个感光元件20以与各试料检测部16对应的 方式纵横配置。
而且，如图15所示，通过各感光元件20独立检测到被各试料检测 部16反射的光L的分光特性，所以在实施例3的表面等离子体共振传感 器41中，能够一次进行非常多的检查(图示例中，进行3×12＝36种检查)， 检查效率变得非常高。其中，试料检测部16的纵横排列数量和排列方法 不限于图示例。
此外，在本实施例中，若像图18所示的表面等离子体共振传感器 51那样，在测定区域15a、15b、15c以外的区域中除去金属层13，使得 金属层13不会从介电质层14a、14b、14c露出，则能够对测定区域15a、 15b、15c以外的区域实施亲水处理或疏水处理，防止附着抗原。
【实施例4】
图19是示出本发明的实施例4的表面等离子体共振传感器61的立 体图，图20是其侧视图。实施例4的表面等离子体共振传感器61是使 用了多模式型光波导的光波导型表面等离子体共振传感器。
在该表面等离子体共振传感器61中，在由透明的塑料形成的包层 62的槽内，形成有1根折射率比包层62大的、由透明塑料形成的芯63。 在芯63的上表面形成有金属层13(金属薄膜)。金属层13由通过真空蒸 镀或溅射形成于芯63的上表面的Au、Ag、Cu等形成。
在金属层13的上表面形成有由多个测定区域15a、15b、15c组成的 试料检测部16。构成试料检测部16的各测定区域15a、15b、15c相互隔 着间隙23，排列成一列。在测定区域15a中，金属层13的上表面形成有 介电质层14a，在介电质层14a上固定有抗体22a。在测定区域15b中， 金属层13的上表面形成有介电质层14b，该介电质层14b的厚度与测定 区域15a的介电质层14a的厚度不同，在该介电质层14b上固定有抗体 22b，该抗体22b不同于测定区域15a中的抗体22a。此外，在测定区域 15c中，在金属层13的上表面形成有介电质层14c，该介电质层14c的厚 度与介电质层14a和14b的厚度不同，在该介电质层14c上固定抗体22c， 该抗体22c不同于测定区域15a中的抗体22a和测定区域15b中的抗体 22b。另外，对于测定区域，在图示例中示出了3个测定区域15a、15b、 15c，但也可以是2个或4个以上。并且，各介电质层14a、14b、14c只 要具有不同厚度即可，任意一个介电质层(例如，介电质层14a)的厚度 也可以是0(即，不设置介电质层)。这些介电质层14a、14b、14c由Ta2O5、 TiO2等高介电常数材料、或PMMA、聚碳酸酯等高折射率的介电质树脂 材料构成。
像这样形成于金属层13上的各介电质层14a、14b、14c的区域(在 任意一个测定区域中也可没有介电质层)分别成为测定区域15a、15b、...， 介电质层14a、14b、14c的厚度(包括厚度为0的情况)不同的各测定 区域15a、15b、15c、...汇总构成为1个试料检测部16。
在芯63的一个端面配置有投光部18，该投光部18是射出白色光的 白色光源或射出预定的多波段光的多波长光源等光源。投光部18具有： 发光二极管(LED)或半导体激光元件(LD)、卤素灯等光源25；偏振 器26，其将从光源25投射的光转换成与金属层13平行或垂直方向的线 性偏振光；以及准直光学系统27，其用于将从投光部18射出的光准直化， 以预定角度射出。并且，在芯63的另一端部的上表面以紧密结合方式设 置有分光构件19，该分光构件19上方配置有感光元件20。分光构件19 优选采用折射率与芯63大致相等的材料，更优选与芯63相同的材料。 通过这样，光L不会在芯63的上表面和分光构件19之间的界面进行全 反射，而入射到分光构件19。
并且，作为防止光L在分光构件19的界面中进行全反射的方法，如 图21所示，可以使设置分光构件19的芯63的上表面倾斜。芯63的上 表面朝向使得入射到分光构件19的界面的光L的入射角减小的方向倾斜 即可。通过采用这种方式，从而在芯63内引导而来的光L入射到分光构 件19，而不进行全反射。此外，这种方法不限于实施例1，还能够适用 于以下说明的其他实施例的光波导型表面等离子体共振传感器。
分光构件19用于对在透明基板12和金属层13之间的界面进行全反 射之后引导而来的光L分解，由衍射光栅构成。感光元件20具有对分解 出的各波长的光进行接收的多个感光区域21(感光单元)，可以使用一维 光电二极管阵列等。
而且，在该表面等离子体共振传感器61中，从投光部18射出的光 L(偏振光)从另一端面入射到芯63内，在芯63内反复进行全反射的同 时进行引导，倾斜地入射到试料检测部16。而且。在试料检测部16中， 在金属层13和芯63之间的界面全反射的光L在芯63内进行引导，到达 芯63的端部上表面，从分光构件19射出到外部。透过了分光构件19的 光L被分光构件19分解成各个波长的光。被分光构件19分解的各波长 的光分别按照各个波长向不同方向射出，被感光元件20接收。感光元件 20的各感光区域21沿着分光构件19的分光方向排列，各感光区域21对 不同波长的光进行接收。从而，由各感光区域21的感光量，能够得到在 试料检测部16反射的光的分光特性。
另外，各测定区域15a、15b、15c相互隔着恒定距离配置，所以在 各测定区域15a、15b、15c全反射的光入射到分光构件19的位置也稍微 错开，即使分解出的光波长相同，光线位置也稍微错开。但是，测定区 域15a、15b、15c的尺寸相比于排列在感光元件20上的各感光区域21 的尺寸足够小，且在分光构件19和感光元件20之间隔着足够的距离， 从而能够使不同波长的光充分分离，因此，即使是对于在不同测定区域 15a、15b、15c全反射的光，只要是相同波长(波段)的光就被同一感光 区域21接收。
该实施例4的表面等离子体共振传感器61中的测定原理与在实施例 1的嵌段型表面等离子体共振传感器11中说明的情况相同，所以省略详 细说明。在实施例4的表面等离子体共振传感器61中，在各个测定区域 15a、15b、15c中，在厚度不同的介电质层14a、14b、14c上分别固定有 不同的抗体22a、22b、22c。因此，来自各测定区域15a、15b、15c的信 号的特征波长在每个测定区域15a、15b、15c位移不同的波长位移量， 相互分离。而且，来自各测定区域15a、15b、15c的信号不混合，可以 高精度地区分各信号的特征波长λ0、λ1、λ2，能够一次进行多项检查。 由此，能够制作出可小型化且低成本的体型表面等离子体共振传感器61， 其将测定区域阵列化，能够一次高效地进行多项检查。而且，根据这种 表面等离子体共振传感器61，无需将CCD用作感光元件，所以无需进行 图像处理，能够缩短分析所需时间。
然而，在实施例4的表面等离子体共振传感器61中，也与实施例1 的表面等离子体共振传感器11相同，优选满足在实施例1中说明的独立 性的条件。由此，在实施例4的情况下，也优选各介电质层14a、14b、 14c的厚度相互之间存在10nm以上的差异。因此，与在嵌段型表面等离 子体共振传感器中叙述的情况相同，若将感光元件20可检测的波段设为 500nm～1000nm，作为测定区域数为3，所以测定区域15a、15b、15c 的各介电质层14a、14b、14c的厚度t分别设为0nm、10nm、20nm即 可。
并且，在光波导型表面等离子体共振传感器61的情况下，为了得到 灵敏度良好的信号，在芯63内进行引导的光的全部光束必须都要照射到 各个测定区域15a、15b、15c。为此，图22所示的测定区域15a、15b、 15c的长度D必须长于在芯63内进行引导的光L的1个周期P。若将在 芯63内进行引导的光L的入射角(导光角度)设为θ，将芯63的厚度设 为T，则由图22可知，在芯63内进行引导的光L的1个周期P如下表 示。
P＝2×T×tanθ
由此，上述条件如下。
D>2Ttanθ。
因此，投光部18的准直光学系统27只要将从投光部18射出的光准 直化，并将在芯63内的导光角度θ调整为预定角度即可。但是，在光波 导型的情况下，由于芯63的材料引起的波长差异所带来的折射率差异， 进行引导的光的角度有所不同。该情况下，也可以通过准直光学系统27 (光路转换构件)对每个波长改变光的角度，使得其入射到芯63时，全 波长且导光角度相同。
并且，芯63的厚度T优选设定为通常的多模式型光波导中的芯厚度、 即几十μm～几百μm，但若芯63的厚度T过大，则测定区域15a、15b、 15c的长度D(>2Ttanθ)增大，所以优选芯63的厚度T为几十μm。
例如，若将芯63内的光L的入射角设为75°，将芯63的厚度设为 50μm，则各测定区域15a、15b、15c的长度D约为400μm。由此，在1 根芯63上排列设置3个测定区域15a、15b、15c的情况下，芯63的长 度为1200μm以上。
并且，通常，作为芯63，使用PMMA；作为金属层13，使用Au； 作为介电质层14a、14b、14c，使用Ta2O5或PMMA、聚碳酸酯。该情况 下，在结合了通常的生物体分子时，信号的特征波长位移约50nm。由此， 若各信号的特征波长的间隔达到100nm以上，则能够高精度地检测信号 的特征波长。
并且，感光元件20需要涵盖全部特征波长。即，需要能够以必要的 分辨率对至少波长λ0～λks的光进行接收的尺寸和单元数的感光元件20。
接着，叙述从投光部18射出的光的扩散度的影响。图23示出对如 下的光波导型表面等离子体共振传感器中的特性进行仿真的结果，即， 该光波导型表面等离子体共振传感器中，假设芯为PMMA，将其折射率 设为1.492，将由Au构成的金属层的厚度设为50nm，在金属层上形成 了折射率为2.1的由Ta2O5构成的0nm和10nm厚的介电质层。图23中 的特性C1、C2和C3表示光分别以73°、75°、77°的入射角入射到0nm 厚的介电质层(仅固定有抗体，而未结合抗原)时的特性。并且，图23 中的特性Cis、C2s和C3s表示光分别以73°、75°、77°的入射角入射到 如下的介电质层时的特性，该介电质层中，假设有尺寸为10nm的抗原 结合在抗体上，表面折射率为1.57，厚度为0nm。
同样地，图23中的特性C4、C5和C6表示光分别以73°、75°、77° 的入射角入射到10nm厚的介电质层(仅固定有抗体，而未结合抗原) 时的特性。并且，图23中的特性C4s、C5s和C6s表示光分别以73°、75°、 77°的入射角入射到如下的介电质层时的特性，该介电质层中，假设有尺 寸为10nm的抗原结合在抗体上，表面折射率为1.57，厚度为10nm。
由此，以入射角为75°±2°的扩散度入射到0nm厚的介电质层时，抗 原结合前的特性作为特性C1、C2和C3的合成，为C1-3；抗原结合后的 特性作为特性Cis、C2s和C3s的合成，为C1-3s。同样地，当光以入射 角为75°±2°的扩散度入射到10nm厚的介电质层时，抗原结合前的特性 作为特性C4、C5和C6的合成，为C4-6；抗原结合后的特性作为特性 C4s、C5s和C6s的合成，为C4-6s。
根据图23的仿真结果，将具有±2°的扩散度的光投射到厚度差为 10nm的介电质层的情况下，各特性C1-3、C1-3s、C4-6、C4-6s的特征 波长(波段)相当宽。其结果，抗原结合前的特性C1-3、C4-6与抗原结 合后的特性C1-3s、C4-6s分别重叠，难以进行测定。并且，厚度不同的 介电质层产生的特性C1-3s和C4-6也重叠，难以进行测定。
接着，说明将光的扩散度设为±2°、将介电质层的厚度差设为15nm 时的仿真结果。图24示出对如下的光波导型表面等离子体共振传感器中 的特性进行仿真的结果，即，该光波导型表面等离子体共振传感器中， 假设芯为PMMA，将其折射率设为1.492，将由Au构成的金属层的厚度 设为50nm，在金属层上形成了折射率为2.1的由Ta2O5构成的0nm和 15nm厚的介电质层。图24中的特性C1、C2和C3表示光分别以73°、 75°、77°的入射角入射到0nm厚的介电质层(仅固定有抗体，而未结合 抗原)时的特性。并且，图24中的特性C1s、C2s和C3s表示光分别以 73°、75°、77°的入射角入射到如下的介电质层时的特性，该介电质层中， 假设有尺寸为10nm的抗原结合在抗体上，表面折射率为1.57，厚度为0nm。
同样地，图24中的特性C7、C8和C9表示光分别以73°、75°、77° 的入射角入射到15nm厚的介电质层(仅固定有抗体，而未结合抗原) 时的特性。并且，图24中的特性C7s、C8s和C9s表示光分别以73°、75°、 77°的入射角入射到如下的介电质层时的特性，该介电质层中，假设有尺 寸为10nm的抗原结合在抗体上，表面折射率为1.57，厚度为15nm。
根据图24的仿真结果，将具有±2°的扩散度的光投射到厚度差为 15nm的介电质层的情况下，厚度不同的介电质层产生的特性C1～C3、 C1s～C3s与C7～C9、C7s～C9s不重叠。但是，由于反应前的特性和反 应后的特性(例如，C3与C1s或C9与C8s等)重叠，所以难以进行测 定。但是，在从投光部18射出的光的强度分布以正面方向为中心呈正态 分布的情况下，信号的宽度增大，灵敏度下降，但可以进行感应(sensing)。
接着，说明将光的扩散度设为±1°、将介电质层的厚度差设为15nm 时的仿真结果。图25示出对如下的光波导型表面等离子体共振传感器中 的特性进行仿真的结果，即，该光波导型表面等离子体共振传感器中， 假设芯为PMMA，将其折射率设为1.492，将由Au构成的金属层的厚度 设为50nm，在金属层上形成了折射率为2.1的由Ta2O5构成的0nm和 15nm厚的介电质层。图25中的特性D1、D2和D3表示光分别以74°、 75°、76°的入射角入射到0nm厚的介电质层(仅固定有抗体，而未结合 抗原)时的特性。并且，图25中的特性D1s、D2s和D3s表示光分别以 74°、75°、76°的入射角入射到如下的介电质层时的特性，该介电质层 中，假设有尺寸为10nm的抗原结合在抗体上，表面折射率为1.57， 厚度为0nm。
同样地，图25中的特性D4、D5和D6表示光分别以74°、75°、76° 的入射角入射到15nm厚的介电质层(仅固定有抗体，而未结合抗原) 时的特性。并且，图25中的特性D4s、D5s和D6s表示光分别以74°、 75°、76°的入射角入射到如下的介电质层时的特性，该介电质层中，假设 有尺寸为10nm的抗原结合在抗体上，表面折射率为1.57，厚度为15nm。
根据图25的仿真结果，将具有±1°扩散度的光投射到厚度差为15nm 的介电质层的情况下，特征波长的独立性得到保持，可以进行测定。
根据图23～图25的仿真结果，在从投光部射出的光具有扩散角的 情况下，为了保持独立性，光的扩散角优选为±1°以下。并且，介电质 层的厚度差优选为15nm以上。此外，若设感光元件的波长灵敏度为 500nm～1000nm，则测定区域的数量为2处，该情况下，通过将一个测 定区域用作参照，从而能够校正测定时的偏差。
【实施例5】
图26是示出本发明的实施例5的表面等离子体共振传感器71的侧 视图。在实施例4中，测定区域15a、15b、15c的外侧区域上也形成有 金属层13，但在实施例5的表面等离子体共振传感器71中，在测定区域 15a、15b、15c的外侧区域没有设置金属层13。因此，在测定区域15a、 15b、15c的外侧区域露出了芯63，因此，通过对测定区域15a、15b、15c 以外的区域(包层62和芯63的上表面)实施亲水处理或疏水处理，从 而能够防止抗原非特异性地结合在测定区域15a、15b、15c以外的区域， 能够降低因不必要的抗原引起的信号噪声，能够提高测定精度。
【实施例6】
图27是示出本发明的实施例6的表面等离子体共振传感器81的立 体图，图28是其俯视图。实施例6的表面等离子体共振传感器81中， 设置多根芯63，将由多个测定区域15a、15b、15c组成的试料检测部16 和分光构件19排列在各芯63上。并且，虽未图示，感光元件20也根据 芯63的数量设置了多个。
而且，在各试料检测部16反射的光L的分光特性被各感光元件20 独立地检测到，所以在实施例6的表面等离子体共振传感器81中，能够 一次进行多项检查(图示例中，3×4＝12种检查)，检查效率变得非常高。 但是，芯63的根数和测定区域的数量不限于图示例。
此外，在该实施例中，也像图29所示的表面等离子体共振传感器 91那样，只要能够在测定区域15a、15b、15c以外的区域，将金属层13 除去，就能够对测定区域15a、15b、15c外的芯63等露出的区域实施亲 水处理或疏水处理，防止抗原非特异性地结合。
【实施例7】
图30是示出本发明的实施例7的表面等离子体共振传感器101的侧 视图。实施例7的表面等离子体共振传感器101中，使得在芯63中进行 引导的光从芯63的与投光部18相反一侧的端面射出，并在该端面设置 分光构件19，使光L分解，从而利用在分光构件19侧垂直地配置的感光 元件20对信号进行接收。
【实施例8】
图31是示出本发明的实施例9的表面等离子体共振传感器111的侧 视图。实施例9的表面等离子体共振传感器111中，将感光元件20和设 置于芯63的端部上表面的分光构件19一体化。
此外，在以上说明的各实施例中，示出了抗原-抗体反应的例子，但 本发明的实施例不仅仅限于抗原、抗体，而且能够用于DNA、RNA、蛋 白质、糖链等所有生物体分子的测定、观察。
【实施例9】
图32示出使用了本发明的表面等离子体共振传感器122的检查装置 121的结构的框图。该检查装置121根据检查对象，可以用作医疗检查装 置、化学物质检查装置。用作医疗检查装置的情况下，将与位于介电质 层上的生物体分子特异性地结合的生物体分子识别功能物质固定，用作 化学物质检查装置的情况下，只要在介电质层上将与特定的化学物质结 合的化学物质识别功能物质固定即可。
在该检查装置121中，除了到现在为止所述的表面等离子体共振传 感器122的构成之外，还具有用于将试料送到表面等离子体共振传感器 122的结构。即，准备了固定有预定的生物体分子识别功能物质等的表面 等离子体共振传感器122之后，向试料滴加部123滴加试料溶液。这样， 被滴加到试料滴加部123的试料溶液借助泵等试料流动控制部124，以恒 定的流速供给到表面等离子体共振传感器122，通过了表面等离子体共振 传感器122的各测定区域的已检查完的试料溶液被送到废液处理部125， 进行回收。
另一方面，在表面等离子体共振传感器122中，光从投光部18朝向 测定区域射出，在测定区域全反射的光被感光元件20接收，从感光元件 20输出检查数据。
表面等离子体共振传感器122将试料溶液的分光特性作为检查数 据，输出到数据处理部126，该数据通过判定处理部128保存于存储装置 127，同时，判定处理部128的判定结果输出到外部的输出装置。此外， 可以省略存储装置127和判定处理部128。
根据该检查装置121，除了抗原-抗体反应等之外，还可以进行SNP (单核苷酸多态性，single nucleotide polymorphism)的分析、投入到实 验用老鼠的物质的代谢、吸收、排泄的路径或状态的确认、细胞内的离 子浓度测定、蛋白质的鉴定或功能分析等。此外，还能够用于判断人体 的健康状态或用于个人安全的检查等。
专利文献1：日本特开2000-131237号公报
专利文献2：日本特开平6-167443号公报
专利文献3：日本特开2002-162346号公报