(57)【要約】  本発明は、センサー構成およびセンサーを作成する方法を提供する。
2009520947.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
低屈折率を有し、基板によって底面上に支持され、かつ高誘電率の誘電性コーティングで頂部表面上にコーティングされたナノ多孔性物質を備えるセンサーであって；
該高誘電率の誘電性コーティングまたはナノ多孔性物質と組み合わさった高誘電率の誘電性コーティングがサブ波長間隔格子構造を形成し；
該センサーが照射されると、反射された放射線スペクトルで共鳴格子効果が生じ；そして
該サブ波長間隔格子構造の深さおよび間隔が該共鳴格子効果の波長よりも小さい、センサー。
【請求項２】
前記センサーが、広い帯域の光学波長で照射されると、狭い帯域の光学波長が該センサーから反射されるものである、請求項１に記載のセンサー。
【請求項３】
前記ナノ多孔性物質の屈折率が、約１．１〜約２．２である、請求項１に記載のセンサー。
【請求項４】
前記多孔性物質の屈折率が約１．１〜約１．５である、請求項１に記載のセンサー。
【請求項５】
前記サブ波長間隔格子構造の間隔が約５０ｎｍ〜約１，５００ｎｍであり、かつ該サブ波長間隔格子構造の深さが約５０ｎｍ〜約９００ｎｍである、請求項１に記載のセンサー。
【請求項６】
前記ナノ多孔性物質が、多孔性シリカキセロゲル、多孔性エアロゲル、多孔性ヒドロゲン・シルセスキオキサン、Ｂ段階ポリマー、多孔性メチルシルセスキオキサン、多孔性ポリ（アリーレンエーテル）またはそれらの組み合わせである、請求項１に記載のセンサー。
【請求項７】
前記基板が、ガラス、プラスチック、またはエポキシを含む、請求項１に記載のセンサー。
【請求項８】
前記誘電性コーティングの屈折率が約１．８〜約３．０である、請求項１に記載のセンサー。
【請求項９】
前記誘電性コーティングが酸化スズ、五酸化タンタル、硫化亜鉛、二酸化チタン、窒化ケイ素またはそれらの組み合わせを含む、請求項１に記載のセンサー。
【請求項１０】
前記基板の屈折率が約１．４〜約１．６である、請求項１に記載のセンサー。
【請求項１１】
前記誘電性コーティングの厚みが約３０ｎｍ〜約７００ｎｍであり、かつ前記ナノ多孔性物質の厚みが約１０ｎｍ〜約５，０００ｎｍである、請求項１に記載のセンサー。
【請求項１２】
前記誘電性コーティングがその頂部表面上にカバー層を有する、請求項１に記載のセンサー。
【請求項１３】
前記センサーがさらに、前記高誘電率の誘電性コーティング上に固定化された１つ以上の特異的な結合物質を含む、請求項１に記載のセンサー。
【請求項１４】
前記センサーがさらに、前記カバー層上に固定化された１つ以上の特異的な結合物質を含む、請求項１２に記載のセンサー。
【請求項１５】
前記１つ以上の特異的な結合物質が、検出可能標識を含まない、請求項１３に記載のセンサー。
【請求項１６】
前記１つ以上の特異的な結合物質が、それらの結合パートナーに結合する、請求項１３に記載のセンサー。
【請求項１７】
前記１つ以上の特異的結合物質および前記結合パートナーが検出可能な標識を含まない、請求項１６に記載のセンサー。
【請求項１８】
前記１つ以上の特異的結合物質が、前記高誘電率の誘電性コーティング上にアレイで整列される、請求項１３に記載のセンサー。
【請求項１９】
前記１つ以上の特異的結合物質が、前記カバー層上にアレイで整列される、請求項１４に記載のセンサー。
【請求項２０】
基板をカバーする導波路フィルムによって形成される導波路構造を備えるセンサーであって、該導波路フィルムが、基板の屈折率よりも高い屈折率を有し、そして回折格子が、該導波路構造中に含まれ、該回折格子が、低誘電率を有するナノ多孔性物質から構成される、センサー。
【請求項２１】
前記ナノ多孔性物質の屈折率が約１．１〜約１．５である、請求項２０に記載のセンサー。
【請求項２２】
前記ナノ多孔性物質の屈折率が約１．１〜約２．２である、請求項２０に記載のセンサー。
【請求項２３】
前記ナノ多孔性物質が、多孔性シリカキセロゲル、多孔性エアロゲル、多孔性ヒドロゲン・シルセスキオキサン、Ｂ段階ポリマー、多孔性メチルシルセスキオキサン、多孔性ポリ（アリーレンエーテル）またはそれらの組み合わせである、請求項２０に記載のセンサー。
【請求項２４】
前記基板が、ガラス、エポキシ、またはプラスチックを含む、請求項２０に記載のセンサー。
【請求項２５】
前記導波路フィルムが、酸化スズ、五酸化タンタル、硫化亜鉛、二酸化チタン、窒化ケイ素またはそれらの組み合わせを含む、請求項２０に記載のセンサー。
【請求項２６】
前記導波路フィルムがポリマーを含む、請求項２０に記載のセンサー。
【請求項２７】
前記センサーがさらに、前記導波路フィルム上に固定化された１つ以上の特異的な結合物質を含む、請求項２０に記載のセンサー。
【請求項２８】
前記１つ以上の特異的な結合物質が検出可能標識を含まない、請求項２７に記載のセンサー。
【請求項２９】
前記１つ以上の特異的な結合物質が、それらの結合パートナーに結合する、請求項２８に記載のセンサー。
【請求項３０】
前記１つ以上の特異的結合物質および前記結合パートナーが検出可能な標識を含まない、請求項２９に記載のセンサー。
【請求項３１】
前記１つ以上の特異的結合物質が、前記高屈折率の誘電性コーティング上にアレイで整列される、請求項２７に記載のセンサー。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
政府の関与
本発明は、国立科学財団（Ｎａｔｉｏｎａｌ  Ｓｃｉｅｎｃｅ  Ｆｏｕｎｄａｔｉｏｎ）が授与する認可番号ＢＥＳ０４−２７６５７のもとで政府の支援で行われた。政府は本発明に特定の権利を有する。
【背景技術】
【０００２】
表面構造化されたフォトニック結晶に基づく標識なしの光学センサーは、広範な種々の生物化学的および細胞ベースのアッセイを行うための高感度の方法として近年実証されている。例えば、Ｃｕｎｎｉｎｇｈａｍら，Ｌａｂｅｌ−Ｆｒｅｅ  Ａｓｓａｙｓ  ｏｎ  ｔｈｅ  ＢＩＮＤ  Ｓｙｓｔｅｍ．  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｂｉｏｍｏｌｅｃｕｌａｒ  Ｓｃｒｅｅｎｉｎｇ，２００４．９：４８１〜４９０を参照のこと。これらのセンサーは、白色光で正常な入射で照射された場合、狭い帯域の波長しか反射せず、この反射されたピーク波長値（ｐｅａｋ  ｗａｖｅｌｅｎｇｔｈ  ｖａｌｕｅ）（ＰＷＶ）の正のシフトは、検出された物質のセンサー表面での吸着を示す。例えば、Ｃｕｎｎｉｎｇｈａｍら，Ｃｏｌｏｒｉｍｅｔｒｉｃ  ｒｅｓｏｎａｎｔ  ｒｅｆｌｅｃｔｉｏｎ  ａｓ  ａ  ｄｉｒｅｃｔ  ｂｉｏｃｈｅｍｉｃａｌ  ａｓｓａｙ  ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ．Ｓｅｎｓｏｒｓ  ａｎｄ  Ａｃｔｕａｔｏｒｓ  Ｂ，２００２．８１：３１６〜３２８を参照のこと。入射光子を共振波長で別々に限局することによって、エバネセント場に酷似する、試験サンプル中に短距離延びる高い光場をセンサー表面で生成する。デバイス構造内の共鳴光子の高い程度の空間的な限局によって、この構造と吸着された生体物質との間の強力な相互作用、ならびにタンパク質および細胞の接着の高解像度画像化を行なう能力がもたらされる。例えば、Ｌｉら，Ａ  ｎｅｗ  ｍｅｔｈｏｄ  ｆｏｒ  ｌａｂｅｌ−ｆｒｅｅ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｏｆ  ｂｉｏｍｏｌｅｃｕｌａｒ  ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ．Ｓｅｎｓｏｒｓ  ａｎｄ  Ａｃｔｕａｔｏｒｓ  Ｂ，２００４．９９：６〜１３を参照のこと。
【０００３】
以前は、フォトニック結晶光学バイオセンサーは、ＵＶ硬化ポリマー物質を用いてシリコンマスターウエーハから周期的な表面構造が複製されるプロセスを用いて、プラスチックフィルムの連続的なシートから製造されていた。例えば、Ｃｕｎｎｉｎｇｈａｍら，Ａ  ｐｌａｓｔｉｃ  ｃｏｌｏｒｉｍｅｔｒｉｃ  ｒｅｓｏｎａｎｔ  ｏｐｔｉｃａｌ  ｂｉｏｓｅｎｓｏｒ  ｆｏｒ  ｍｕｌｔｉｐａｒａｌｌｅｌ  ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ  ｏｆ  ｌａｂｅｌ−ｆｒｅｅ  ｂｉｏｃｈｅｍｉｃａｌ  ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ．Ｓｅｎｓｏｒｓ  ａｎｄ  Ａｃｔｕａｔｏｒｓ  Ｂ，２００２．８５：２１９〜２２６を参照のこと。このパターニングされたポリマーは、表面構造の高さよりも一般に薄い高屈折率ＴｉＯ２層で引き続きコーティングされ得る。このようなデバイスは、広範な種々の生化学的および細胞ベースのアッセイについて、０．１ｐｇ／ｍｍ２未満の密度検出感度解像度および単一の細胞の検出を可能にする大きいダイナミックレンジで実証されている。例えば、Ｌｉｎら，Ａ  ｌａｂｅｌ−ｆｒｅｅ  ｂｉｏｓｅｎｓｏｒ−ｂａｓｅｄ  ｃｅｌｌ  ａｔｔａｃｈｍｅｎｔ  ａｓｓａｙ  ｆｏｒ  ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｃｅｌｌ  ｓｕｒｆａｃｅ  ｍｏｌｅｃｕｌｅｓ．Ｓｅｎｓｏｒｓ  ａｎｄ  Ａｃｔｕａｔｏｒｓ  Ｂ，Ａｃｃｅｐｔｅｄ  Ａｐｒｉｌ  ２００５を参照のこと。一般に、デバイスの感度の最適化には、電磁場強度分布とフォトニック結晶表面の上に成膜された分子との相互作用を増大する必要がある。従って、光学物質の選択および表面構造トポロジーの設計は、フォトニック結晶の内部領域（ここでは吸着された物質と相互作用できない）から、液体の試験サンプルを含むフォトニック結晶に隣接する領域へ電磁場プロフィールを伸長することを目的とする。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
これらおよび他のタイプのセンサーの感度を増大すること、およびそれらの製造のコストを下げるための方法が当該分野で必要である。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
発明の要旨
本発明の１実施形態は、低屈折率を有し、基板によって底面上に支持され、かつ高誘電率の誘電性コーティングで頂部表面上にコーティングされたナノ多孔性物質を備えるセンサーを提供する。高誘電率の誘電性コーティングまたはナノ多孔性物質と組み合わさった高誘電率の誘電性コーティングはサブ波長間隔格子構造を形成する。センサーが照射されると、反射された放射線スペクトルで共鳴格子効果が生じ、そしてサブ波長間隔格子構造の深さおよび間隔は、共鳴格子効果の波長よりも小さい。上記センサーが、広い帯域の光学波長で照射されると、狭い帯域の光学波長がセンサーから反射され得る。上記ナノ多孔性物質の屈折率は、約１．１〜約２．２であり得る。別の実施形態では、上記ナノ多孔性物質の屈折率は約１．１〜約１．５であってもよい。上記サブ波長間隔格子構造の間隔は約５０ｎｍ〜約１，５００ｎｍであってもよく、そしてサブ波長間隔格子構造の深さは約５０ｎｍ〜約９００ｎｍであってもよい。上記ナノ多孔性物質は、多孔性シリカキセロゲル、多孔性エアロゲル、多孔性ヒドロゲン・シルセスキオキサン、Ｂ段階ポリマー、多孔性メチルシルセスキオキサン、多孔性ポリ（アリーレンエーテル）またはそれらの組み合わせであってもよい。上記基板は、ガラス、プラスチック、またはエポキシを含んでもよい。上記誘電性コーティングの屈折率は約１．８〜約３．０であってもよい。上記誘電性コーティングは、酸化スズ、五酸化タンタル、硫化亜鉛、二酸化チタン、窒化ケイ素またはそれらの組み合わせを含んでもよい。上記基板の屈折率は約１．４〜約１．６であってもよい。上記誘電性コーティングの厚みは約３０ｎｍ〜約７００ｎｍであってもよく、かつ上記ナノ多孔性物質の厚みは約１０ｎｍ〜約５，０００ｎｍであってもよい。上記誘電性コーティングは、その頂部表面上にカバー層を有し得る。上記センサーはさらに、上記高誘電率の誘電性コーティング上に固定化された１つ以上の特異的な結合物質を含んでもよい。上記センサーはさらに、上記カバー層上に固定化された１つ以上の特異的な結合物質を含んでもよい。上記１つ以上の特異的な結合物質は、検出標識を含まなくてもよい。上記１つ以上の特異的な結合物質は、それらの結合パートナーに結合されてもよい。上記１つ以上の特異的結合物質および上記結合パートナーは検出標識を含まなくてもよい。上記１つ以上の特異的結合物質は、上記高誘電率の誘電性コーティング上にアレイで整列されてもよい。上記１つ以上の特異的結合物質は、上記カバー層上にアレイで整列される。
【０００６】
本発明の別の実施形態は、基板をカバーする導波路フィルムによって形成される導波路構造を備えるセンサーを提供し、導波路フィルムは、基板の屈折率よりも高い屈折率を有し、そして回折格子が、導波路構造中に含まれ、回折格子は、低誘電率を有するナノ多孔性物質から構成される。上記ナノ多孔性物質の屈折率は約１．１〜約１．５であってもよい。本発明の別の実施形態では、上記ナノ多孔性物質の屈折率は約１．１〜約２．２であってもよい。上記ナノ多孔性物質は、多孔性シリカキセロゲル、多孔性エアロゲル、多孔性ヒドロゲン・シルセスキオキサン、Ｂ段階ポリマー、多孔性メチルシルセスキオキサン、多孔性ポリ（アリーレンエーテル）またはそれらの組み合わせであってもよい。上記基板は、ガラス、エポキシまたはプラスチックを含んでもよい。上記導波路フィルムは、酸化スズ、五酸化タンタル、硫化亜鉛、二酸化チタン、窒化ケイ素またはそれらの組み合わせを含む。上記導波路フィルムはポリマーを含む。上記センサーはさらに、上記導波路フィルム上に固定化された１つ以上の特異的な結合物質を含む。上記１つ以上の特異的な結合物質は、検出標識を含まなくてもよい。上記１つ以上の特異的な結合物質は、それらの結合パートナーに結合されてもよい。上記１つ以上の特異的結合物質および上記結合パートナーは検出標識を含まなくてもよい。上記１つ以上の特異的結合物質は、上記高屈折率の誘電性コーティング上にアレイで整列されてもよい。
【０００７】
センサーにおける表面構造のための極めて低い屈折率の物質の使用は、実質的に検出感度を増大する。従って、物質は、試験サンプル中において、以前に可能であったよりも、２〜４倍低い濃度、分子量または結合親和性で測定され得る。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００８】
本発明の１実施形態は、とりわけ、蛍光または放射性標識のような標識の必要なしに、タンパク質、ＤＮＡ、低分子、ウイルス、細胞および細菌のような有機または無機の物質を検出するために用いることができるセンサーを提供する。本発明のフォトニック結晶センサーは、広範な波長の光源（例えば、白色光またはＬＥＤ）で照射された場合、極めて狭い帯域の波長または１つの波長しか反射しない。この反射された色は、センサー表面への物質の結合に応答してより長い波長にシフトする。本発明のフォトニック結晶構造では、先に記載された構造よりも２〜４倍高い感度が得られる。より高い感度を得るセンサー構造での重要な相違は、ナノ多孔性低屈折率物質でポリマーのサブ波長間隔格子構造を置き換えることである。
【０００９】
低コストの製造を可能にするセンサー構造を製造するための方法も開示される。本発明のセンサー構造は、ポリマーサブ波長間隔格子構造の代わりにナノ多孔性低屈折率物質を使用するため、従来の構造よりも高い感度を有する。サブ波長間隔格子構造のすぐ下（あるいはそれを含む）センサー構造の屈折率を、サンプルに用いられる任意の液体の屈折率よりも低くすると、フォトニック結晶の電磁場は、試験サンプルとさらに強力に相互作用して、その反射された波長が所定の量の吸着された生物学的物質によってさらに強力に調整される構造が得られる。このシステムは、例えば、その表面に結合された単一の細胞を検出し得る。
【００１０】
本発明の原理は、例えば、エバネセント波に基づくバイオセンサーおよび光導波管を組み込む任意のバイオセンサーに適用することができる。例えば、米国特許第４，８１５，８４３号；米国特許第５，０７１，２４８号；米国特許第５，７３８，８２５号を参照のこと。
【００１１】
このセンサーは、とりわけ、薬学的な研究（例えば、ハイスループットスクリーニング、二次スクリーニング、品質管理、細胞毒性、臨床試験評価）、生命科学研究（例えば、プロテオミクス、タンパク質相互作用分析、ＤＮＡ−タンパク質相互作用分析、酵素−基質相互作用分析、細胞−タンパク質相互作用分析）、診断試験（例えば、タンパク質の存在、細胞同定）および環境的な検出（細菌および胞子の検出および同定）の分野で有用性を有する。従来の特許出願および刊行物は、フォトニック結晶バイオセンサーの表面が、高解像度画像化装置と組み合わせて、わずかナノリットルのサンプル物質を用いて、単一の表面上で平行に多くの生化学的アッセイを行うためのプラットフォームとして用いることができる方法を記載する。例えば、以下の米国特許公開番号を参照のこと：２００２／０１６８２９５；２００２／０１２７５６５；２００４／０１３２１７２；２００４／０１５１６２６；２００３／００２７３２８；２００３／００２７３２７；２００３／０１７５８１；２００３／００６８６５７；２００３／００５９８５５；２００３／０１１３７６６；２００３／００９２０７５；２００３／００２６８９１；２００３／００２６８９１；２００３／００３２０３９；２００３／００１７５８０；２００３／００７７６６０；２００４／０１３２２１４。
【００１２】
フォトニック結晶センサー
本発明のフォトニック結晶センサーを用いて、生物学的物質のような分子の相互作用を高感度で追跡するために用いることができる特定の波長で先鋭な光学的共鳴反射を作成し得る。
【００１３】
フォトニック結晶センサーは、サブ波長構造の表面を含む。サブ波長構造化された表面は、薄層コーティングの効果を模倣し得る回折光学素子の一種である。例えば、Ｐｅｎｇ＆Ｍｏｒｒｉｓ，「Ｒｅｓｏｎａｎｔ  ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ  ｆｒｏｍ  ｔｗｏ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ  ｇｒａｔｉｎｇｓ」、Ｊ．Ｏｐｔ．Ｓｏｃ．Ａｍ．Ａ，第１３巻，第５号，９９３頁，Ｍａｙ  １９９６；Ｍａｇｎｕｓｓｏｎ，＆  Ｗａｎｇ，「Ｎｅｗ  ｐｒｉｎｃｉｐｌｅ  ｆｏｒ  ｏｐｔｉｃａｌ  ｆｉｌｔｅｒｓ」、Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓ．Ｌｅｔｔ．，６１，９号，１０２２頁，Ａｕｇｕｓｔ，１９９２；Ｐｅｎｇ＆Ｍｏｒｒｉｓ，「Ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ  ｄｅｍｏｎｓｔｒａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｒｅｓｏｎａｎｔ  ａｎｏｍａｌｉｅｓ  ｉｎ  ｄｉｆｆｒａｃｔｉｏｎ  ｆｒｏｍ  ｔｗｏ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ  ｇｒａｔｉｎｇｓ」、Ｏｐｔｉｃｓ  Ｌｅｔｔｅｒｓ，第２１巻，第８号，５４９頁，Ａｐｒｉｌ，１９９６を参照のこと。本発明のフォトニック結晶センサーの格子は、入射光の波長と比較して小さい格子間隔を有し、その結果、この反射されるおよび透過されるゼロ次の次数以外の回折次数は許容されない。フォトニック結晶センサーは、格子を含んでもよく、これは、基板層とこの格子の溝を満たすカバー層との間にサンドイッチされた高誘電率の誘電性物質から構成されるか、またはそれでコーティングされる。必要に応じて、カバー層は用いない。この格子構造は、狭い帯域の波長の光に選択的にカップリングする。この高感度のカップリング条件は、反射された放射線スペクトルに対する共鳴格子効果を生じさせることができ、これによって、狭い帯域の反射または透過された波長を生じる。この格子の深さおよび間隔は、共鳴格子効果の波長よりも短い。
【００１４】
フォトニック結晶センサー構造の反射または透過された色は、特定の結合物質または結合パートナーのような分子またはその両方の分子の、カバー層または格子表面の頂部表面に対する付加によって改変され得る。この付加された分子は、センサー構造を通る入射放射線の光路長を増大し、これによって最大反射率または透過が生じる波長が改変される。
【００１５】
１実施形態では、センサーは、白色光を照射された場合、唯一の波長、または狭い帯域の波長を反射するように設計される。分子がセンサーの表面に結合すると、この反射された波長（色）は、格子にカップリングされる光の光路の変化に起因してシフトする。分子、例えば、特定の結合物質をセンサー表面に固定化することによって、相補的結合パートナー分子は、いかなる種類の蛍光プローブも粒子標識も使用することなしに検出され得る。この検出技術は、液体中に浸漬されるかまたは乾燥されたセンサー表面で行うことができる。
【００１６】
フォトニック結晶センサーに平行な白色光を照射すると、狭い帯域の波長のみが反射されるか、または単一のバンドの波長が反射される。この狭い帯の波長は、波長「ピーク（ｐｅａｋ）」と記述される。この「ピーク波長値（ｐｅａｋ  ｗａｖｅｌｅｎｇｔｈ  ｖａｌｕｅ）」（ＰＷＶ）は、分子がセンサー表面に沈着されるかまたは取り除かれると変化する。読み取り装置は、センサー表面上の別個の位置に平行な白色光を照射して、平行な反射光を集光する。この集光された光は、波長分光計に集められ、ＰＷＶが決定される。
【００１７】
図１は、本発明のフォトニック結晶センサーの構造を示す。このセンサーは、基板、パターニングされた、低ｋ（ｌｏｗ−ｋ）、ナノ多孔性の物質および実質的に均一な高屈折率のコーティングを含む。この低ｋナノ多孔性物質の表面は、サブ波長間隔格子構造にパターニングされて、ここに高屈折率物質が成膜される。
【００１８】
一般には、本発明の低ｋ誘電性物質は、約１．１〜約３．９の誘電率ｋを有する。低ｋ誘電性物質の例としては、例えば以下が挙げられる：フルオロケイ酸ガラス（約３．２〜約３．９）；ポリイミド（約３．１〜約３）；ヒドロゲン・シルセスキオキサン（ＨＳＱ）（約２．９〜約３．２）；ダイアモンド様炭素（約２．７〜約３．４）；ブラックダイアモンド（ＳｉＣＯＨ）（約２．７〜約３．３）；パリレン−Ｎ（約２．７）；Ｂ段階ポリマー（ＣＹＣＬＯＴＥＮＥＴＭおよびＳｉＬＫＴＭ）（約２．６〜約２．７）；フッ素化ポリイミド（約２．５〜約２．９）；メチル・シルセスキオキサン（ＭＳＱ）（約２．６〜約２．８）；ポリ（アリーレン・エーテル）（ＰＡＥ）（約２．６〜約２．８）；フッ化ＤＬＣ（約２．４〜約２．８）；パリレン−Ｆ（約２．４〜約２．５）；ＰＴＦＥ（約１．９）；多孔性シリカ・キセロゲルおよびエアロゲル（約１．１〜約２．２）；多孔性ヒドロゲン・シルセスキオキサン（ＨＳＱ）（約１．７〜約２．２）；多孔性ＳｉＬＫＴＭ（Ｂ段階ポリマー）（約１．５〜約２．０）；多孔性メチレン・シルセスキオキサン（ＭＳＱ）（約１．８〜約２．２）；多孔性ポリ（アリーレン・エーテル）（ＰＡＥ）（約１．８〜約２．２）。
【００１９】
低ｋナノ多孔性物質は無機、多孔性、酸化物様低誘電性物質であり、この屈折率ｎは約１．１〜約２．２、そして好ましくは約１．１〜約１．５である。低ｋナノ多孔性物質は、例えば、多孔性シリカキセロゲルおよびエアロゲル（約１．１〜約２．２）；多孔性ＨＳＱ（約１．７〜約２．２）；多孔性ＳｉＬＫＴＭ（Ｂ段階ポリマー）（約１．５〜約２．０）；多孔性ＭＳＱ（約１．８〜約２．２）；多孔性ＰＡＥ（約１．８〜約２．２）であってもよい。本発明の１実施形態では、このナノ多孔性物質は、ＮＡＮＯＧＬＡＳＳ（登録商標）であり、これは多孔性ＳｉＯ２である。多孔性は、ＳｉＯ２で形成され、これによって、誘電率は約３．９から１．９程度の低さに低下する。
【００２０】
本発明に適切な高屈折率を有する物質としては、例えば、酸化スズ、五酸化タンタル、硫化亜鉛、二酸化チタン、窒化ケイ素またはそれらの組み合わせが挙げられる。高ｋ誘電性物質は、約１．８〜約３．０の屈折率を有する。屈折率ｎは、媒体の光学特徴を記述しており、この媒体での光の速度をに対する自由空間での光の速度の比として規定される。基板は、例えば、ガラス、プラスチックまたはエポキシを含んでもよい。
【００２１】
本発明の１実施形態では、センサーは以下のパラメーターによって規定される：
【表１】
2009520947.tif 000003
【００２２】
本発明の別の実施形態では、このセンサー構造は、以下の物質：
【表２】
2009520947.tif 000004
を含み、かつ以下のパラメーターによって規定される。
【表３】
2009520947.tif 000005
【００２３】
上記の実施形態のシミュレーションは、ＧＳｏｌｖｅｒ（Ｇｒａｔｉｎｇ  Ｓｏｌｖｅｒ  Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ  Ｃｏ．，Ａｌｌｅｎ，ＴＸ）およびＦＤＴＤ  Ｓｏｌｕｔｉｏｎｓ（Ｌｕｍｅｒｉｃａｌ  Ｓｏｌｕｔｉｏｎｓ，Ｉｎｃ．，Ｖａｎｃｏｕｖｅｒ，ＢＣ，Ｃａｎａｄａ）を用いて行った。図２Ａに示される結果によって、従来のデザインよりも２倍を超える倍数までバルク感度が改善されることが予測される。バルク感度は、バルクシフト係数によって決定され、この実施形態について下記のように定義され算出される。
【数１】
2009520947.tif 000006
【００２４】
ナノ多孔性物質を組み込まないデザインについてのシミュレーションおよび実験データの両方で約１５０のバルクシフト係数が得られる。
【００２５】
この提唱されるデバイスは、センサー表面に極めて近い物質とのエバネセント場相互作用によって機能するので、屈折率シフトは、バルク媒体全体だけでなく、センサーの上の薄層についても考えることが有益である。図２Ｂは、ＧＳＯＬＶＥＲシミュレーションを示しており、ここでは２０ｎｍの厚みの「生物学的コーティング」が１．４０の屈折率を有する層によって成型される。個々の生物学的分子または生物学的分子の単層の画分は、規定の屈折率を有さないが、この生物学的な層は、例示の目的のために規定の厚みの均一なフィルムとして成型された。
【００２６】
図３に示されるパターニングされたＮＡＮＯＧＬＡＳＳ（登録商標）構造のＳＥＭ画像によって、首尾よいインプリンティングプロセスの証拠が得られる。ＴｉＯ２を成膜した後、完成したセンサーの感度は、脱イオン水およびイソプロピルアルコールを用いて、読み取り装置の分光計で捕獲される得られたピーク波長（ＰＷＶ）シフトを検査することによって確認された。図４由来の実験データを用いて式１に適用することによって、バルクシフト係数は以下：
【数２】
2009520947.tif 000007
のように算出することができ、これはシミュレーションを通じて実証される値の約５％内に合致する。
【００２７】
サブ波長格子の断面図プロフィールは、任意の周期的反復機能、例えば、「方形波（ｓｑｕａｒｅ−ｗａｖｅ）」を含んでもよい。格子は、反復パターンの形状、例えば、連続的な平行のライン、四角、丸、楕円、三角、台形、正弦波、卵円、長方形および六角形から構成されてもよい。
【００２８】
センサーは、一次元の直線的格子表面構造、すなわち、一連の平行なラインまたは溝を含んでもよい。２次元の格子は、センサー表面の平面に交差する２つの横方向が両方ともサブ波長であるという特徴を有するが、一次元格子の断面は、１つの横方向にのみサブ波長を有し、長手方向は、共鳴格子効果の波長よりも長くてもよい。
【００２９】
これらとしては、例えば、三角形またはｖ字形状、ｕ字形状、逆向きのｖ字形状またはｕ字形状、正弦形、台形、段状、および四角形が挙げられる。格子はまた、高さが正弦に変化されてもよい。
【００３０】
１セットの同心円状の輪からなる別のセンサー構造が用いられてもよい。この構造では、各々の同心円の内径と外径との間の相違は、格子間隔の約半分に等しい。各々の連続する円は、前の円の内径よりも約１格子間隔大きい内径を有する。この同心円パターンは、単一センサー位置−例えば、マイクロアレイスポットまたはマイクロタイタープレートウェルを覆うよう延びる。各々の個別のマイクロアレイスポットまたはマイクロタイタープレートウェルは、その中に中心のある別の同心円パターンを有する。このような構造の全ての偏光方向は、同じ横断面プロフィールを有する。同心円構造の格子間隔は、共鳴反射光の波長よりも短い。
【００３１】
本発明のセンサーは、基板層と反対の格子の表面上のカバー層を備えてもよい。カバー層が存在する場合、１つ以上の特定の結合物質が、このカバー層の格子の反対側の表面上で固定化される。好ましくは、カバー層は、格子を含む物質よりも低い反射率を有する物質を含む。カバー層は、例えば、ガラス（スピンオンガラス（ＳＯＧ）を含む）、エポキシまたはプラスチックから構成されてもよい。
【００３２】
共鳴反射はまた、格子を覆う平坦化カバー層なしにも得ることができる。平坦化カバー層を使用しないと、周囲の媒体（例えば、空気または水）が格子を満たす。従って、分子は、上面だけでなく、この分子に曝される格子の全ての表面上でセンサーに固定化される。
【００３３】
本発明は、共鳴反射構造および透過フィルター構造を提供する。共鳴反射構造については、光出力を、この構造の同じ側で照射光ビームとして測定する。透過フィルター構造については、光出力を、この構造の反対側で照射ビームとして測定する。反射されたシグナルと透過されたシグナルは相補的である。すなわち、波長が強力に反射されると、それは弱く透過される。構造自体でエネルギーが吸収されないと仮定すれば、この反射された＋透過されたエネルギーは、所定の波長で一定である。この共鳴反射構造および透過フィルターは、特定の波長で高い効率の反射を得るように設計される。従って、反射フィルターは、狭い帯域の波長を「通過」させるが、透過フィルターは、入射光から狭い帯域の波長を「カット」する。
【００３４】
本発明の１実施形態では、光学デバイスを提供する。光学デバイスは、本発明の任意のセンサーと類似の構造を備える；しかし、光学デバイスは、格子の上に固定化された１つ以上の結合物質は備えない。光学デバイスは、狭い帯域の光学フィルターとして用いることができる。
【００３５】
エバネセント波に基づくセンサーは、基板によって支持される導波路フィルムを備えてもよく；導波路フィルムの間（および必要に応じて基板の一部として）は、回折格子である。例えば、米国特許第４，８１５，８４３号を参照のこと。低ｋ誘電性物質、例えば、低ｋナノ多孔性物質を、回折格子に用いてもよく、または低ｋナノ多孔性物質を基板を組み合わせて用いてもよい。導波管は導波路フィルムおよび基板を備える。この導波路フィルムは、例えば、酸化スズ、五酸化タンタル、硫化亜鉛、二酸化チタン、窒化ケイ素またはそれらの組み合わせ、またはポリマー例えば、ポリスチロールもしくはポリカーボネートであってもよい。回折格子は、導波路フィルムおよび基板のインターフェースに、または導波路フィルムの容積中に存在する。この回折格子は、低ｋ物質、例えば、低ｋナノ多孔性物質を含む。この導波路フィルムの屈折率は、隣接媒体（すなわち、基板および試験サンプル）の率よりも高い。この基板は、例えば、プラスチック、ガラスまたはエポキシであってもよい。特定の結合物質は、導波路フィルムの表面に固定化されてもよく、そして試験サンプルが表面に加えられてもよい。レーザー光は、総内部反射によって導波路フィルム中で伝播する。導波路フィルムに対する分子結合によって生じる導波路フィルムの屈折率の変化は、放出されアウトカップリングされた光の角度の変化を観察することによって検出され得る。
【００３６】
センサーの作成
本発明のセンサーは、ナノ多孔性物質中に格子構造をエンボス加工するための可塑性のゴムの鋳型を用いて生成され得るが、このナノ多孔性物質は、未硬化の、変形可能状態である。非可塑性固体テンプレートと異なり、可塑性のゴムテンプレートは、ナノ多孔性物質硬化プロセスによって生成される溶媒の蒸気を逃がすことができる。単一のシリコンウェーハである「マスター」テンプレートから多くの可塑性テンプレートを低コストで製造することができ、そして単一の可塑性テンプレートを複数回用いて、多くの構造化ナノ多孔性サブ波長格子構造を安価に製造することができる。
【００３７】
センサーは、安価に大きい表面積を製造することができ、そしてまた例えば、単回使用の標準的な使い捨て可能な液体取り扱い様式、例えば、マイクロプレート、マイクロアレイスライドまたは微量液体チップに組み込まれてもよい。
【００３８】
ナノ多孔性層を組み込むフォトニック結晶を製造するための工程経路は図５に概説する。パターニングされた「マスター」ウェーハは、通常、シリコンまたはガラスであって、後に多孔性フィルムにインプリントされるものと正確に対応する特徴を含むものを設計する（図５Ａを参照のこと）。次いで、このマスターをモールドとして用いて、これに、図５Ｂに示されるように、液体エラストマーを注ぐ。硬化した後、新規に形成されたネガティブなゴム「ドーター」モールドを、このマスターから注意深く剥がす。所望の基板への多孔性フィルムの適用後、このドーターのモールドを、例えば、図５Ｄに示されるように、未硬化のフィルム上にセットする。モールドを適正な位置に置き、多孔性フィルムを部分的に硬化させるか、完全に硬化させるか、または硬化させない。ガス浸透性のゴムモールドによって、この硬化プロセスの間の溶媒蒸発が可能になる。このフィルムが剛直な形状を保持可能になれば、ドーターモールドを剥がして、残っている構造を完全に硬化させる。図５Ｆに図示される完成したデバイスは、多孔性フィルムのパターニングした表面に均一にまたがる薄い高屈折率物質を製膜することによって得られる。
【００３９】
ナノ多孔性層を組み込んだフォトニック結晶バイオセンサーの製造のための別のアプローチは、図６に図示される。この構造では、ナノ多孔性物質の層を基板上で硬化させる。次に、高誘電率の物質を多孔性層の上に均一に製膜する。高誘電率の物質は、ナノ多孔性物質のｋよりも約５％高い誘電率ｋを有する。本発明の１実施形態では、この高誘電率の物質は、約３．５より大きいｋを有する。次いで、この成膜された高ｋ物質を、ｅ−ビームまたはＤＵＶリソグラフィーによってパターニングし、引き続きエッチングして、所望の特徴を得る。このセンサーの設計は、各々のデバイスについて高解像度のリソグラフィープロセスが必要であるため、それほど費用効率がよくないが、インプリンティングによって製造される上述のセンサーでみられるのと同様の感度増強を得るのに有望である。
【００４０】
エバネセント波に基づくバイオセンサーも、本明細書において記載されたのと同じプロセスを用いて作成され得る。
【００４１】
特異的な結合物質および結合パートナー
１つ以上の特異的な結合物質を、例えば、物理的吸着または化学的な結合によって、格子または存在する場合にはカバー層上に固定化してもよい。特異的な結合物質は、例えば、有機分子、例えば、核酸、ポリペプチド、抗原、ポリクローナル抗体、モノクローナル抗体、単鎖抗体（ｓｃＦｖ）、Ｆ（ａｂ）フラグメント、Ｆ（ａｂ’）２フラグメント、Ｆｖフラグメント、有機低分子、細胞、ウイルス、細菌、ポリマー、ペプチド溶液、一本鎖または二本鎖のＤＮＡ溶液、ＲＮＡ溶液、コンビナトリアル・ケミカル・ライブラリー由来の化合物を含有する溶液、または生物学的サンプル；あるいは無機分子であってもよい。生物学的サンプルは、例えば、血液、血漿、血清、胃腸分泌物、組織または腫瘍のホモジネート、滑液、糞便、唾液、喀痰、嚢胞液、羊水、脳脊髄液、腹水、肺洗浄液、精液、リンパ液、涙または前立腺液であってもよい。
【００４２】
好ましくは、１つ以上の特異的な結合物質を、センサー上の別個の位置を有するマイクロアレイに並べる。１つ以上の特異的な結合物質は、それらの特異的な結合パートナーに結合し得る。特異的な結合物質のマイクロアレイは、表面の各々が異なる特異的な結合物質、または異なる量の特異的な結合物質を有する多くの別個の位置を有するように、本発明のセンサーの表面上に１つ以上の特異的な結合物質を含む。例えば、アレイは、１個、１０個、１００個、１，０００個、１０，０００個、または１００，０００個の識別可能な位置を有してもよい。このようなセンサー表面は、マイクロアレイと呼ばれる。なぜなら、１つ以上の特異的な結合物質が代表的には、ｘ−ｙ座標で規則的なグリッドパターンで配列されているからである。しかし、本発明のマイクロアレイは、任意のタイプの規則的または不規則的なパターンで並べられた１つ以上の特異的な結合物質を含んでもよい。例えば、別個の位置は、１つ以上の特異的な結合物質のスポットを有するマイクロアレイを規定し得る。マイクロアレイのスポットは、約５０〜約５００ミクロンの直径であってもよい。マイクロアレイのスポットはまた、約１５０〜約２００ミクロンの直径であってもよい。
【００４３】
本発明のセンサー上のマイクロアレイは、例えば、格子上のｘ−ｙ格子の位置、またはカバー層表面上に、１つ以上の特異的な結合物質の小滴を置くことによって作成されてもよい。このセンサーを、１つ以上の結合パートナーを含む試験サンプルに曝すと、この結合パートナーは好ましくは、この結合パートナーに高い親和性を有する特定の結合物質を含むマイクロアレイ上の別個の位置に誘引される。この別個の位置のいくつかは、その表面上に結合パートナーを集めるが、他の位置は集めない。
【００４４】
特異的な結合物質は、本発明のセンサーの表面に接触される結合パートナーに特異的に結合する。特異的な結合物質はその結合パートナーに特異的に結合するが、センサーの表面に接触された他の結合パートナーには実質的に結合しない。例えば、特異的な結合物質が抗体であり、その結合パートナーが特定の抗原である場合、この抗体は特定の抗原に特異的に結合するが、他の抗原には実質的に結合しない。結合パートナーは、例えば、核酸、ポリペプチド、抗原、ポリクローナル抗体、モノクローナル抗体、単鎖抗体（ｓｃＦｖ）、Ｆ（ａｂ）フラグメント、Ｆ（ａｂ’）２フラグメント、Ｆｖフラグメント、有機低分子、細胞、ウイルス、細菌、ポリマー、ペプチド溶液、一本鎖または二本鎖のＤＮＡ溶液、ＲＮＡ溶液、コンビナトリアル・ケミカル・ライブラリー由来の化合物を含有する溶液、無機分子、または生物学的サンプルであってもよい。
【００４５】
本発明のマイクロアレイの１例は、核酸マイクロアレイであり、ここではアレイ内の各々の別個の位置が、異なる核酸分子を含む。この実施形態では、核酸マイクロアレイ内のスポットは、試験サンプル中の反対鎖の核酸との相補的な化学結合を検出する。
【００４６】
マイクロタイタープレートは、生化学的アッセイに用いられる最も一般的な方式であるが、マイクロアレイは、高価な試薬の容積を最小限にしながら１回で測定できる生化学的相互作用の数を最大化するための手段として多く用いられている。本発明のセンサー上へのマイクロアレイスポッターを用いる特異的な結合物質の適用によって、１インチ平方あたり１０，０００の特異的な結合という特異的な結合物質密度を得ることができる。単一のマイクロアレイ位置を問い合わせるよう照射ビームの焦点を合わせることによって、センサーは、無標識マイクロアレイ読み取りシステムとして用いることができる。
【００４７】
特異的結合物質または結合パートナーが検出可能標識を含む必要性は無いが、検出可能標識を用いて、センサーの表面上で特異的な結合物質または結合パートナーを検出することができる。本発明の特異的な結合物質および結合パートナーが、検出標識を有さない場合、それらは、アッセイ感度の増強、バイオセンサー表面に対する特異的結合パートナーの固定化、それらの結合パートナーに対する特異的結合物質の結合またはハイブリダイゼーションの増強、および他の目的のために、他のタイプの標識およびマーカーをさらに備えてもよい。
【００４８】
１つ以上の特異的結合物質の固定化
分子は、センサー上に固定化することができ、その結果それらは、リンス手順によって洗い流されず、そして試験サンプル中の分子に対する結合は、センサー表面によって妨げられない。いくつかの異なるタイプの表面化学ストラテジーが、例えば、種々のタイプのマイクロアレイおよびセンサーにおける使用のためのガラスへの分子の共有結合に適用されている。これらの同じ方法は、本発明のセンサーに容易に適合され得る。
【００４９】
１つ以上のタイプの分子は、物理的吸着（すなわち、化学的リンカーの使用なし）によって、または化学的結合によって（すなわち、化学的リンカーの使用によって）、センサー表面に結合され得る。化学的結合は、センサー表面に対する分子のより強力な結合をもたらすことができ、表面に結合した分子の規定の方向および高次構造を提供する。
【００５０】
他のタイプの化学結合としては、例えば、アミン活性化、アルデヒド活性化およびニッケル活性化が挙げられる。これらの物質は、センサー表面に対していくつかの異なるタイプの化学的リンカーを結合するために用いることができる。アミン表面は、いくつかのタイプのリンカー分子に結合され得るが、アルデヒド表面は、さらなるリンカーなしに直接タンパク質を結合するために用いることができる。ニッケル表面を用いて、組み込まれたヒスチジン（「ｈｉｓ」）タグを有する分子を結合してもよい。ニッケル活性化表面での「ヒスチジンタグ付き」分子の検出は、当該分野で周知である（Ｗｈｉｔｅｓｉｄｅｓ，Ａｎａｌ．Ｃｈｅｍ．６８，４９０，（１９９６））。
【００５１】
プラスチック、エポキシまたは高屈折率物質に対する特異的な結合物質の固定化は、本質的にガラスに対する固定化について記載されるとおり行われ得る。しかし、酸洗浄工程は、そのような処置がこの特異的結合物質が固定化される物質を損傷し得る場合、省かれてもよい。
【００５２】
液体含有容器
本発明のセンサーは、内面、例えば、液体含有容器の底面を備えてもよい。液体含有容器は、例えば、マイクロタイタープレートウェル、試験管、ペトリ皿またはマイクロ流体チャネルであってもよい。本発明の１実施形態は、任意のタイプのマイクロタイタープレートに組み込まれるセンサーである。例えば、センサーは、共鳴反射表面の上に反応容器の壁を設けることによってマイクロタイタープレートの底面に組み込まれてもよく、その結果、各々の反応「スポット（ｓｐｏｔ）」が、別個の試験サンプルに曝露され得る。従って、各々の個々のマイクロタイタープレートウェルは、別個の反応容器として機能し得る。従って、別個の化学的反応は、反応液を内部混合することなく隣接するウェル内で生じることができ、そして化学的に別個の試験溶液が個々のウェルに添加され得る。
【００５３】
薬学的なハイスループットスクリーニング実験室、分子生物学的研究の実験室および診断アッセイ実験室のための最も一般的なアッセイ方式は、マイクロタイタープレートである。このプレートは、標準的なサイズのプラスチックカートリッジであって、格子状に並べられた９６個、３８４個または１５３６個の個々の反応容器を含み得る。これらのプレートの標準的な機械的構成のため、液体分注、ロボット的プレート処理、および検出システムは、この一般的な方式と協力して機能するように設計されている。本発明のセンサーは、標準的なマイクロタイタープレートの底面に組み込まれてもよい。センサー表面は、大面積に製造することができ、かつ読み取りシステムは、センサー表面との物理的接触を生じないので、照射光学の焦点解像度およびセンサー表面を横切る照射／検出プローブをスキャンするｘ−ｙステージによってのみ制限される任意の数の個々のセンサー領域を規定することができる。
【００５４】
センサーはまた、マイクロアレイスライド、フローセルおよび細胞培養プレートのような、他の使い捨て可能な実験室アッセイフォーマットに組み込まれてもよい。スポッターおよびインキュベーションチャンバのような既存のマイクロアレイ取り扱い装置との適合性のため、センサーを一般的な実験室フォーマットに組み込むことが望ましい。
【００５５】
センサーの使用方法
本発明のセンサーは、例えば、１つまたは多数の分子／分子相互作用を平行して研究するために用いることができる；例えば、１つ以上の特異的な結合物質の、それらのそれぞれの結合パートナーへの結合は、その表面に１つ以上の特異的な結合が固定化されているセンサーに対して１つ以上の結合パートナーを適用することによって、標識の使用なしに検出され得る。センサーを光で照射して、反射光の波長の最大、または透過光の波長の最小をそのセンサーから検出する。１つ以上の特異的な結合物質が、それらのそれぞれの結合パートナーに結合すると、反射光の波長は、１つ以上の特異的な結合物質がそれらのそれぞれの結合パートナーに結合されていない状況と比較してシフトする。センサーを、１つ以上の特異的な結合物質を含有する別個の位置のアレイでコーティングすると、センサーの各々の別個の位置から反射光の波長の最大または透過光の波長の最小が検出される。
【００５６】
本発明の１実施形態では、種々の特異的結合物質、例えば抗体を、本発明のセンサー上にアレイ形式で固定化してもよい。次いで、センサーを、結合パートナー、例えば、タンパク質を含む目的の試験サンプルと接触させる。センサー上に固定化された抗体に対して特異的に結合するタンパク質のみが、センサーに結合したままである。このようなアプローチは本質的に、酵素結合免疫アッセイの大規模バージョンである；しかし、酵素または蛍光標識の使用は、必要ない。
【００５７】
酵素の活性は、１つ以上の特異的な結合物質が固定化されているセンサーからの反射光の波長を検出すること、および１つ以上の酵素をこのセンサーに加えることによって検出され得る。センサーを洗浄して、光で照射する。反射光の波長は、このセンサーから検出される。１つ以上の酵素が、酵素的な活性によってセンサーの１つ以上の特異的結合物質を変更すると、反射光の波長はシフトする。
【００５８】
さらに、試験サンプル、例えば、結合パートナーを含む細胞溶解物が本発明のセンサーに加えられ、続いて洗浄によって未結合の物質が除去され得る。センサーに結合した結合パートナーは、次にセンサーから溶出されて、例えば、質量分析計によって特定され得る。必要に応じて、ファージＤＮＡディスプレイライブラリーを本発明のセンサーに適用し、続いて洗浄によって未結合の物質を除いてもよい。センサーに結合した個々のファージ粒子を単離し、次にこれらのファージ粒子中のインサートを配列決定して、結合パートナーの種類を判定することができる。
【００５９】
上記の適用について、そして詳細にはプロテオミクスの適用において、試験サンプル由来の結合パートナーのような物質を本発明のセンサー上に選択的に結合する能力、続いて、さらなる分析のためにこのセンサーの別個の位置から結合物質を選択的に除去する能力が有利である。本発明のセンサーはまた、反射光の波長でのシフトを測定することによって、センサーのアレイの別個の位置に結合されるサンプル由来の結合パートナーの量を検出および定量し得る。さらに、１つの別個のセンサー位置での波長シフトを、他の別個のセンサー位置での正のコントロールおよび負のコントロールと比較して、センサーアレイの別個の位置に結合される結合パートナーの量を決定してもよい。
【００６０】
本発明の１実施形態では、第一の分子と第二の試験分子との相互作用が検出され得る。上記のようなセンサーを用いるが、ただし、その表面上に固定化された特異的な結合物質はない。従って、このセンサーは、１または２次元の格子、この１または２次元の格子を支持する基板層、および必要に応じてカバー層を含む。上記のとおり、センサーが照射されると、反射された放射線スペクトル上で共鳴格子効果が生成し、そして格子の深さおよび間隔は、共鳴格子効果の波長よりも小さい。
【００６１】
第一の分子と第二の試験分子との相互作用を検出するために、第一および第二の分子の混合物をセンサー上の別個の位置に適用する。別個の位置は、センサー上の１スポットもしくはウェルであってもよく、またはセンサー上の大きい領域であってもよい。第一の分子と第三のコントロール分子との混合物を、センサー上の別個の位置に加えてもよい。このセンサーは、上記と同じセンサーであってもよく、または第二のセンサーであってもよい。このセンサーが同じセンサーである場合、第二の別個の位置を、第一の分子および第三のコントロール分子の混合物のために用いてもよい。あるいは、同じ別個のセンサー位置を、第一および第二の分子をセンサーから洗った後に用いてもよい。第三のコントロール分子は、第一の分子と相互作用せず、そして第一の分子とほぼ同じサイズである。センサー（単数または複数）の別個の位置からの反射光の波長でのシフトを測定する。第一の分子および第二の試験分子を有する別個の位置からの反射光の波長でのシフトが、第一の分子および第三のコントロール分子を有する別個の位置からの反射光の波長におけるシフトよりも大きい場合には、この第一の分子と第二の試験分子は相互作用する。相互作用は、例えば、核酸分子のハイブリダイゼーション、抗原に対する抗体および抗体フラグメントの特異的な結合、ならびにポリペプチドの結合であってもよい。第一の分子、第二の試験分子、または第三のコントロール分子は、例えば、核酸、ポリペプチド、抗原、ポリクローナル抗体、モノクローナル抗体、単鎖抗体（ｓｃＦｖ）、Ｆ（ａｂ）フラグメント、Ｆ（ａｂ’）２フラグメント、Ｆｖフラグメント、有機低分子、細胞、ウイルスおよび細菌であってもよい。
【００６２】
本明細書においていずれかに参照される全ての特許、特許出願および他の科学的または技術的な書面は、その全体が参照によって援用される。本明細書に記載される方法および組成物は現在好ましい実施形態の代表であって、例示的であり、そして本発明の範囲を限定するものではない。本明細書における変化および他の用途は、当業者に明白であって、本発明の範囲内に包含される。本明細書に適切に図示的に記載される本発明は、本明細書に特異的に開示されない、任意の要素（単数または複数）も、制限（単数または複数）もなしに行われ得る。従って、例えば、本明細書の各々の場合に、「含む」、「本質的に〜を含む」、および「〜からなる」との用語はいずれも、他の２つの用語のいずれかと交換して用いられてもよい。使用されている用語および表現は、説明の用語として用いられ限定ではなく、そしてこのような用語および表現の使用において示されかつ記載される特徴である任意の等価物またはその一部を排除することを意図するものではないが、種々の改変が特許請求される本発明の範囲内で可能であることが認識される。従って、本発明は、実施形態および任意の特徴によって詳細に開示されているが、本明細書に開示される概念の改変およびバリエーションは、詳細な説明および添付の特許請求の範囲に規定されるように、本発明の範囲内であると解釈されることが理解されるべきである。
【００６３】
さらに、本発明の特徴または局面が、マーカッシュグループまたは代替の他の分類に関して記載される場合、当業者は、本発明がまた、マーカッシュグループまたは他のグループの任意の個々のメンバーまたはメンバーのサブグループに関して本明細書に記載されることを認識する。
【実施例】
【００６４】
実施例１
コンピューターシミュレーション
厳密結合波解析（Ｒｉｇｏｒｏｕｓ  Ｃｏｕｐｌｅｄ  Ｗａｖｅ  Ａｎａｌｙｓｉｓ）（ＲＣＷＡ）および時間領域差分法（Ｆｉｎｉｔｅ  Ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅ  Ｔｉｍｅ  Ｄｏｍａｉｎ）（ＦＤＴＤ）シミュレーションを用いて、一次元表面フォトニック結晶バイオセンサーの共鳴波長およびバルク屈折率感度を予測した。このデバイスは、前に報告されたポリマー（ｎ＝１．３９）表面構造の代わりに、低屈折率（ｎ＝１．１７）のナノ多孔性誘電性表面構造を組み込む。ソフト・コンタクト・エンボス加工方法を用いて、先のポリマー構造と同一の深さおよび間隔を有するガラス基板上に表面構造化低屈折率多孔性フィルムを作成して、感度の並列での比較を可能にした。多孔性ガラスバイオセンサーの感度を、バルク屈折率に対する感度および表面吸着物質を特徴付ける方法により、ナノ多孔性ポリマーバイオセンサーと比較した。最終的に、タンパク質結合アッセイ比較を行って、センサーの安定性および選択的な検出用にデバイスを機能化する能力を実証した。
【００６５】
このポリマーおよび多孔性ガラスセンサーを成型して、２つのソフトウェアパッケージを用いてシミュレーションした。第一に、ＲＣＷＡアルゴリズムを使用する２−Ｄの回折格子分析ツール（ＧＳＯＬＶＥＲ）によって、最初のセンサーモデリングにための迅速かつ簡易な方法を得る。第二に、ＦＤＴＤ（Ｌｕｍｅｒｉｃａｌ）によって、さらにかなり多様かつ強力なツールが得られ、これは、任意の光源によって照射される任意の光学デバイスについて任意の一時的または空間的な位置で任意の電界成分を計算し得る。例えば、Ｋｕｎｚ  ＆  Ｌｕｅｂｂｅｒｓ，Ｔｈｅ  Ｆｉｎｉｔｅ  Ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅ  Ｔｉｍｅ  Ｄｏｍａｉｎ  Ｍｅｔｈｏｄ  ｆｏｒ  Ｅｌｅｃｔｒｏｍａｇｎｅｔｉｃｓ．１９９３，Ｂｏｃａ  Ｒａｔｏｎ：ＣＲＣ  Ｐｒｅｓｓを参照のこと。ＦＤＴＤを用いて、ＲＣＷＡ結果を確証して、センサー構造を改変する効果へのより深い洞察を得た。
【００６６】
ＲＣＷＡおよびＦＤＴＤのシミュレーションは両方とも、低屈折率の物質で従来のデバイスのパターニングされたＵＶ硬化ポリマーを置き換えることによって、バルクシフト係数の２倍の増大が生じることを示した。ＤＩ  Ｈ２Ｏに浸漬した多孔性ガラスセンサーの共鳴波長は、図８に示されるように、ＲＣＷＡによって８４４．３ｎｍであり、約２ｎｍという半値全幅（ＦＷＨＭ）であることが予測された。シミュレーションから、センサー形状に対するわずかな改変によってバルクシフト係数をさらに改善しうることが予測される。
【００６７】
ＤＩ  Ｈ２ＯおよびＩＰＡを用いるバルク感度試験は、２３の多孔性ガラスセンサーおよび１１のポリマーセンサーで行った。平均ＰＷＶシフトは、それぞれ多孔性ガラスおよびポリマーセンサーについて、１３．６±２．４ｎｍおよび５．１±１．５ｎｍであった。多孔性ガラスセンサーのバルクシフト係数（ΔＰＷＶ／Δｎ）は、ポリマーデバイスの係数よりも２．７±１．２倍大きいと測定される。ＤＩ  Ｈ２Ｏにおける多孔性ガラスデバイスの測定によって、平均で８２９．５±１６．５ｎｍのＰＷＶおよび３．５±２．５ｎｍのＦＷＨＭが得られる。測定されたスペクトルの１つを図９に示しており、ここでは応答は、任意の装置損失を説明するために完全反射として正規化されている。複製されたデバイスから測定されたより低い反射効率およびより広いＦＷＨＭは、小さいが測定可能な物質損失に、そしてこの複製された構造に観察される不完全さのためであると考えられる。測定されたスペクトル特徴の大きい変動は、少なくとも一部は、いくつかのわずかに相違する（ただし名目上は同一の）マスターパターンを用いること、そして複製プロセスの自動化がないことに起因する。
【００６８】
実施例２
センサー製造
ゾル−ゲル由来の低係数（低屈折率）（ｌｏｗ−ｉｎｄｅｘ）ナノ多孔性シリカ薄膜（例えば、米国特許第６，３９５，６５１号を参照のこと）を、従来のデザインで用いられるＵＶ硬化エポキシの代わりにセンサーに組み込んだ。低屈折率物質は、ＵＶ露光ではなく熱によって硬化するので、新規の製造プロセスを開発する必要がある。低コストのインプリンティング方法を保持することが望ましいが、プラスチック基板は、多孔性ガラスアニーリングのための高温要件を保持し得ないことが明白であった。ゾル−ゲルガラスインプリンティングへの１つの可能性のあるアプローチは、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）モールドおよびガラス基板を用いることであった。例えば、Ｐａｒａｓｈａｒら，Ｎａｎｏ−ｒｅｐｌｉｃａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｄｉｆｆｒａｃｔｉｖｅ  ｏｐｔｉｃａｌ  ｅｌｅｍｅｎｔｓ  ｉｎ  ｓｏｌ−ｇｅｌ  ｄｅｒｉｖｅｄ  ｇｌａｓｓｅｓ．Ｍｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ  Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ，２００３．６７〜８：７１０〜７１９頁を参照のこと。
【００６９】
低ｋバイオセンサーのサブ波長格子構造は、リソグラフィー、成型（ｍｏｌｄｉｎｇ）およびインプリンティングのプロセスの組み合わせを用いて製造した。最初に、完成されたセンサーで所望される表面構造のポジティブな画像でパターニングされたシリコン・マスター・ウェーハから、Ｓｙｌｇａｒｄ  １８４  ＰＤＭＳ（Ｄｏｗ  Ｃｏｒｎｉｎｇ）ドーター・モールドを複製する。シリコン・ウェーハからＰＤＭＳモールドの遊離を容易にするため、このウェーハを、ジメチルジクロロシラン（Ｒｅｐｅｌ  Ｓｉｌａｎｅ，Ａｍｅｒｓｈａｍ  Ｂｉｏｓｃｉｅｎｃｅｓ）の剥離層で表面処理した。例えば、Ｂｅｃｋら，Ｉｍｐｒｏｖｉｎｇ  ｓｔａｍｐｓ  ｆｏｒ  １０  ｎｍ  ｌｅｖｅｌ  ｗａｆｅｒ  ｓｃａｌｅ  ｎａｎｏｉｍｐｒｉｎｔ  ｌｉｔｈｏｇｒａｐｈｙ．Ｍｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ  Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ，２００２．６１〜２：４４１〜４４８頁を参照のこと。次いでＰＤＭＳレプリカを用いて、ガラス基板へスピンオンされた（ｓｐｕｎ−ｏｎ）低屈折率ゾル−ゲルガラスである未硬化のＮＡＮＯＧＬＡＳＳ（登録商標）（Ｈｏｎｅｙｗｅｌｌ  Ｅｌｅｃ．Ｍａｔ．）の薄膜にインプリンティングする。低屈折率の誘電性物質が硬化した後、可塑性ＰＤＭＳモールドを取り外して、ゾル−ゲルガラスをさらなる焼付けによって完全に硬化する。このセンサー構造は、パターニングされた表面上に１７５ｎｍのＴｉＯ２を蒸着させることによって完成される。ジメチルジクロロシランでの引き続く表面処理によって、生体物質の吸着が増強され、そしてセンサーの安定性が促進される。デバイスの断面を示す図は図７に示される。
【００７０】
ポリマー構造は、従来の刊行物に記載される構造と類似である。例えば、Ｃｕｎｎｉｎｇｈａｍら，Ａ  ｐｌａｓｔｉｃ  ｃｏｌｏｒｉｍｅｔｒｉｃ  ｒｅｓｏｎａｎｔ  ｏｐｔｉｃａｌ  ｂｉｏｓｅｎｓｏｒ  ｆｏｒ  ｍｕｌｔｉｐａｒａｌｌｅｌ  ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ  ｏｆ  ｌａｂｅｌ−ｆｒｅｅ  ｂｉｏｃｈｅｍｉｃａｌ  ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ．Ｓｅｎｓｏｒｓ  ａｎｄ  Ａｃｔｕａｔｏｒｓ  Ｂ，２００２．８５：２１９〜２２６頁を参照のこと。両方の構造とも、５５０ｎｍの間隔および１７０ｎｍのインプリント深さを用いるが、ポリエステル／ポリマーおよび低屈折率の多孔性ガラスデバイスは、それぞれ、１２０ｎｍおよび１６５ｎｍのＴｉＯ２コーティングを用いる。２つのデバイスは、本実施例の残りを通じて「ポリマー（ｐｏｌｙｍｅｒ）」および「多孔性ガラス（ｐｏｒｏｕｓ  ｇｌａｓｓ）」センサーと呼ばれる。ポリマーデバイスは、配列されたセンサーのアレイとして提供され、そして底なしの９６ウェル標準マイクロタイタープレート（ＳＲＵ  Ｂｉｏｓｙｓｔｅｍｓ）に取り付けられる。多孔性ガラスデバイスは、７５ｍｍ×２５ｍｍ×１ｍｍの顕微鏡用ガラススライド上で製造する。接着性ゴムウェル（Ｒｅｓｅａｒｃｈ  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｃｏｒｐ．）を、ガラス表面に結合して、各々のスライド上で５〜６センサーについて液体封じ込めを得る。
【００７１】
脱イオン水（ＤＩ  Ｈ２Ｏ，ｎ＝１．３３３）およびイソプロピルアルコール（ＩＰＡ，ｎ＝１．３７８）を用いて、各々のセンサーのバルクシフト係数を決定した。まず、ＤＩ  Ｈ２Ｏを、センサーの表面上にピペッティングして、ＰＷＶを測定した。読み取り装置の構成は先に報告されている。例えば、Ｃｕｎｎｉｎｇｈａｍら，Ｃｏｌｏｒｉｍｅｔｒｉｃ  ｒｅｓｏｎａｎｔ  ｒｅｆｌｅｃｔｉｏｎ  ａｓ  ａ  ｄｉｒｅｃｔ  ｂｉｏｃｈｅｍｉｃａｌ  ａｓｓａｙ  ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ．Ｓｅｎｓｏｒｓ  ａｎｄ  Ａｃｔｕａｔｏｒｓ  Ｂ，２００２．８１：３１６〜３２８を参照のこと。広範な波長の光源を光ファイバーに連結して、法線入射で基板の下からフォトニック結晶表面の約２ｍｍの直径の領域を照射する。反射された光を、第二の光ファイバーによって集めて、これを次に照射ファイバーに収束して、分光計によって測定する。自動運動ステージにより、運動情報を取得するために、多くのウェルから時限的な間隔で反射データを平行して収集することが可能になる。
【００７２】
次に、表面をよく乾燥させて、ＩＰＡについて先の工程を繰り返した。次いで、バルク屈折率における変化で割ったＰＷＶの変化として、ＤＩ  Ｈ２ＯとＩＰＡとの間のバルクシフト係数を算出した。
【００７３】
実施例３
ＰＰＬ  生体物質接着試験
センサー表面に適用した０．０１Ｍリン酸緩衝化生理食塩水（ＰＢＳ；ｐＨ＝７．４）を用いて０．５ｍｇ／ｍｌの溶液に調製したポリ（Ｌｙｓ，Ｐｈｅ）（ＰＰＬ；Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ；ＭＷ＝３５，４００Ｄａ）の単層フィルムの検出によって、表面吸着物質に対する感度を特徴付けた。生体物質接着試験（ｂｉｏ−ａｄｈｅｓｉｏｎ  ｔｅｓｔ）は、試験ウェルへのＰＢＳのピペッティングで開始し、１分間のサンプリング間隔で行った。１０分後、緩衝液を、ＰＰＬ溶液で交換して、３０分間安定化させた。次いで、このウェルを３回洗浄して、ＰＢＳで充填して、最後の３０分間にデータを取得した。
【００７４】
ＰＰＬを、５つの多孔性ガラスおよび９つのポリマーセンサー上に成膜した。図１０は、各々のデバイスの反応速度論的プロットを比較しており、これは、多孔性ガラスセンサーについての表面感度の約４倍の増大を示す。第一段階はベースラインを確立し、第二は、急速表面吸着およびＰＰＬの飽和に対応し、そして最後の三番目の曲線は、ＰＢＳ緩衝液でのリンスによって弱いかまたは非特異的に結合した分子を排除した後の単層の安定性を示す。多孔性ガラスセンサー上へのＰＰＬ固定化の間に生成されたＰＷＶシフトは、ポリマーデバイスを用いて測定されたものよりもゆっくりと飽和する。明らかに、この多孔性ガラスセンサー表面は、タンパク質単層吸着に対して有意に導電性が小さい。さらに表面化学を最適化すれば、この効果が軽くなるはずである。それでもなお、多孔性ガラスセンサーは、未結合の分子が洗い流された後、優れた安定性を示す。
【００７５】
実施例４
多層ポリマー試験
センサー表面からの距離の関数として弁別感度を特徴付けるために、一連のポリマー電解質単層を、このセンサー上に成膜した。検出装置上で連続的にモニターしながら、正に荷電したポリマー層と負に荷電したポリマー層とを交互に用いることによって、均一な自己限定ポリマーのスタックをセンサー上に形成することができる。例えば、Ｃｕｎｎｉｎｇｈａｍら，Ｅｎｈａｎｃｉｎｇ  ｔｈｅ  ｓｕｒｆａｃｅ  ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ  ｏｆ  ｃｏｌｏｒｉｍｅｔｒｉｃ  ｒｅｓｏｎａｎｔ  ｏｐｔｉｃａｌ  ｂｉｏｓｅｎｓｏｒｓ．Ｓｅｎｓｏｒｓ  ａｎｄ  Ａｃｔｕａｔｏｒｓ  Ｂ，２００２．８７（２）：３６５〜３７０を参照のこと。３つの異なる高分子電解質を、センサー表面上に成膜した：陰イオン性ポリ（４−スチレンスルホネートナトリウム）（ＰＳＳ；ＭＷ＝７０，０００Ｄａ）、陽イオン性ポリ（エチレンイミン）（ＰＥＩ；ＭＷ＝６０，０００Ｄａ）、および陽イオン性ポリ（塩酸アリルアミン）（ＰＡＨ；ＭＷ＝７０，０００Ｄａ）。高分子電解質は、Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈから購入した。０．９Ｍ  ＮａＣｌ緩衝溶液（Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ）は、脱イオン水で調製した。この高分子電解質を、緩衝液に５ｍｇ／ｍｌの濃度で溶解した。１分のサンプリング間隔で、その多層表面の感度の特徴付けを、５分のステップで行った。第一に、ＮａＣｌ緩衝液を、センサーのウェルにピペッティングした。次に、緩衝液を取り出して、ＰＥＩ溶液を加えた。次いで、ウェルを３回洗浄して、緩衝液で充填した。上述の２工程は、７つのＰＳＳ−ＰＡＨ層が単一のＰＥＩ層上に成膜されるまでＰＳＳおよびＰＡＨで繰り返した。
【００７６】
先に記載されたＰＳＳおよびＰＡＨの１４の交互の層は、各々が、検出されるＰＷＶにおいて測定可能なシフトを生じる。なぜなら、それらは、表面上に吸着されるからである。図１１は、ＰＷＶシフト対ポリマーの厚みの空間的プロフィールを示しており、ここでは各々のＰＷＶシフトを洗浄工程後に緩衝液中で測定した。高分子電解質の各々の単層は、約４．４ｎｍの厚みであり、そして１．４９の屈折率を有する。例えば、Ｐｉｃａｒｔら，Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｓｔｒｕｃｔｕｒａｌ  ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ  ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚｉｎｇ  ｔｈｉｎ  ｆｉｌｍｓ  ｂｙ  ｏｐｔｉｃａｌ  ｍｅｔｈｏｄｓ：Ａ  ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ  ｂｅｔｗｅｅｎ  ｓｃａｎｎｉｎｇ  ａｎｇｌｅ  ｒｅｆｌｅｃｔｏｍｅｔｒｙ  ａｎｄ  ｏｐｔｉｃａｌ  ｗａｖｅｇｕｉｄｅ  ｌｉｇｈｔｍｏｄｅ  ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ．Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｃｈｅｍｉｃａｌ  Ｐｈｙｓｉｃｓ，２００１．１１５（２）：１０８６〜１０９４頁を参照のこと。多孔性ガラスセンサーは、ポリマーセンサーの感度の約１．５倍の平均表面感度を示す。しかし、多孔性ガラスデバイス上に成膜された第一の２層（約９ｎｍ）の各々が、残りの層の各々の大きさの２倍のＰＷＶシフトを生じ、一方このような効果は、ポリマーデバイスでは観察されないことに注意のこと。
【００７７】
実施例５
バイオアッセイ：プロテインＡ−ＩｇＧ
提唱されたデバイスによる選択的検出を実証するために、プロテインＡについてヒト、ヒツジおよびニワトリのＩｇＧの親和性を特徴付けるバイオアッセイを行った。プロテインＡ（Ｐｉｅｒｃｅ  Ｂｉｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ）は、０．０１Ｍ  ＰＢＳを用いて０．５ｍｇ／ｍｌの濃度に調製した。この緩衝液は、０．２２μｍのシリンジフィルター（Ｎａｌｇｅｎｅ）を用いて使用前に濾過した。ヒト、ヒツジおよびニワトリの免疫グロブリン−Ｇ（ＩｇＧ）血清（Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ）を、０．０１ＭのＰＢＳ中に０．５ｍｇ／ｍｌの濃度に希釈した。各工程と１分間隔のサンプリングとの間に３０分おいて、最初にＰＢＳ溶液をセンサーウェルにピペッティングした。次に、この緩衝液をプロテインＡ溶液で交換した。次いで、このウェルを３回リンスして、緩衝液で充填した。シグナル安定化後、３つのウェル中の緩衝液を、ヒト、ヒツジまたはニワトリのＩｇＧで置換し、ただし、４番目は、緩衝液のみを含む参照として残した。最後に、ＩｇＧを除去して、そのウェルを再度リンスし、ＰＢＳで満たして、最後の３０分間にデータを取得した。
【００７８】
プロテインＡを、１５の多孔性ガラスおよび１６のポリマーセンサーウェルに導入した。洗浄工程後に得られたＰＷＶシフトは、多孔性ガラスデバイスについて約４倍大きかった。図１３は、多孔性ガラスセンサーについてプロテインＡとのヒト、ヒツジおよびニワトリのＩｇＧの測定された結合反応速度論を図示するが、図１４は、各々の抗体について２つのデバイスの間のエンドポイントＰＷＶシフト比較（ＩｇＧなしの参照ウェルと比較）を示す。プロテインＡ表面吸着は、ＰＰＬ生体物質接着試験で観察されたのと同様、ポリマーセンサー表面上でかなり急速に飽和した。多孔性ガラスデバイスは、プロテインＡについて高い親和性を有する抗体ほど、より大きい感度を示す。ヒトＩｇＧ結合は、２倍の感度で検出されたが、プロテインＡについての特異性を欠くニワトリＩｇＧ（例えば、Ｒｉｃｈｍａｎら，Ｔｈｅ  ｂｉｎｄｉｎｇ  ｏｆ  Ｓｔａｐｈｙｌｏｃｏｃｃｉ  ｐｒｏｔｅｉｎ  Ａ  ｂｙ  ｔｈｅ  ｓｅｒａ  ｏｆ  ｄｉｆｆｅｒｅｎｔ  ａｎｉｍａｌ  ｓｐｅｃｉｅｓ．Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｉｍｍｕｎｏｌｏｇｙ，１９８２．１２８：２３００〜２３０５頁を参照のこと）は、同等の応答を生じ、そして非特異的結合の測定値が得られる。
【００７９】
フォトニック結晶バイオセンサーは、電磁エネルギーを、その表面上に沈着された液体試験サンプル由来の生物学的物質とカップリングさせるように設計される。このデバイス自体は、低屈折率表面構造および高屈折率誘電性コーティングから構成されるが、その表面構造を満たす液体試験サンプルも、センサーの不可欠な部分−そして共鳴波長の変化を誘導し得る唯一の動的成分とみなさなければならない。フォトニック結晶バイオセンサー構造への過度に低屈折率の物質を組み込む動機は、液体試験サンプルとより強力に相互作用し、そして表面吸着物質と相互作用しないフォトニック結晶の内部領域と弱く相互作用するように共鳴波長の電磁場をバイアスすることである。
【００８０】
スピンオン低ｋ誘電性物質の使用によって、急速な処理、構造的安定性および液体浸透の排除を要する集積回路製造業界における多額の投資を不要とする。この研究の固有の観点は、フォトリゾグラフィの使用なしにナノ多孔性ガラスフィルムにμｍ未満の表面構造を正確に与えるためのインプリンティング方法の使用である。硬化プロセスの初期段階の間に低ｋフィルムの表面にインプリントツールが存在しても、最終硬化された構造フィルムの屈折率は変わらなかった。このインプリンティング方法によって、「マスター」シリコンウェーハの作成においてのみ実質的な費用がかかり、次にこのウェーハを用いて、ほぼ無制限の数の「ドーター」ＰＤＭＳインプリンティングツールを作成することができる。各々のＰＤＭＳツールは、ツールへの損害なしに多数のセンサー構造を作成するために用いることができる。なぜなら、このツールに合うスピンオンされた液体低ｋ層を作成するにはほとんど力を必要としないからである。インプリンティング後、この低ｋ誘電性フィルムを、容易に自動化される方法を用いて、ホットプレート上で急速に硬化させる。可塑性インプリンティングツールの使用は、シリコンマスターウェーハからの直接のインプリンティングよりも有利であることが見出された。なぜなら、ＰＤＭＳモールドは、部分的に硬化された低ｋフィルムから剥がすことが容易であり、硬化プロセスの間に放出される揮発性溶媒の浸透を可能とするからである。ここで示す本研究ではわずか１×３インチの顕微鏡スライド領域をインプリントしたが、このインプリンティング方法は、全体的な９６ウェルまたは３８４ウェルの標準的なマイクロプレート（ほぼ３×５インチ）を覆うのに十分なセンサー面積の大きさの作成を可能にする、より大きい表面積にスケールアップできる。
【００８１】
多孔性ガラスセンサー構造とポリマーセンサー構造との比較の間に見出される興味深くかつ有用な結果は、バルク屈折率感度と表面吸着層感度との間の感度利得の不均衡である。コンピューターモデルによって、多孔性ガラスセンサー表面を覆う溶液のバルク屈折率変化によって誘導されるＰＷＶシフトについて測定された約２倍の感度増大が正確に予測されるが、吸着された物質の薄層についてＰＷＶシフトの約４倍の増大が一貫して測定された。ポリマー多層実験（図１１）を用いて厚みの関数としてＰＷＶシフトを測定することによって、本発明者らは、センサー表面からの距離の関数として、カップリングされた電磁場の相互作用の強度を特徴付けることが可能である。多孔性ガラスセンサーについては、相互作用は、吸着されたポリマーの最初のいくつかの単層については特に強力であるが、ポリマーの厚みとＰＷＶとの間の関係は、ポリマーセンサー構造上の各々の吸着された単層について極めて線形である。試験サンプルと共鳴電磁場分布との間の相互作用は、極めて複雑である。なぜなら、検出される物質は、この構造の水平面および鉛直面に吸着されることができ、ここで特徴的な電磁場プロフィールが、各々の表面からサンプル中に伸びるからである。表面ベースの検出感度は、多孔性ガラスバイオセンサーのバルク感度の改善を超えて増強される。生体分子の相互作用のほとんどは、センサー表面から最初の２〜３ナノメートル内で生じると予測されるので、表面感度は、表面ベースの生化学的アッセイの状況では感度を増大するために最も重要なものである。
【図面の簡単な説明】
【００８２】
【図１】図１は、ナノ複製されたナノ多孔性フォトニック結晶バイオセンサーの図を示す。
【図２】図２は、ＧＳｏｌｖｅｒシミュレーションによって推測される（Ａ）バルクおよび（Ｂ）表面シフトを示す。
【図３Ａ】図３Ａは、インプリントしたおよび硬化した周期性ＮＡＮＯＧＬＡＳＳ（登録商標）構造のＳＥＭ画像を示す。
【図３Ｂ】図３Ｂは、インプリントしたおよび硬化した周期性ＮＡＮＯＧＬＡＳＳ（登録商標）構造のＳＥＭ画像を示す。
【図４】図４は、脱イオン水（ＤＩ）およびイソプロピルアルコール（ＩＰＡ）に浸漬したときのナノ多孔性センサーの実験的な応答を示す。
【図５Ａ】図５Ａは、ナノ多孔性センサー製造のための工程経路を示す。
【図５Ｂ】図５Ｂは、ナノ多孔性センサー製造のための工程経路を示す。
【図５Ｃ】図５Ｃは、ナノ多孔性センサー製造のための工程経路を示す。
【図５Ｄ】図５Ｄは、ナノ多孔性センサー製造のための工程経路を示す。
【図５Ｅ】図５Ｅは、ナノ多孔性センサー製造のための工程経路を示す。
【図５Ｆ】図５Ｆは、ナノ多孔性センサー製造のための工程経路を示す。
【図６】図６は、高誘電率のナノ多孔性フォトニック結晶センサーの図を示す。
【図７】図７は、多孔性ガラスセンサーの断面図を示す。
【図８】図８は、ＲＣＷＡシミュレーションによって推測されるような、脱イオン水に曝された多孔性ガラスセンサーの共鳴ピークを示す。
【図９】図９は、脱イオン水に浸漬されたナノ多孔性ガラスセンサーの実験的に測定された共鳴ピークを示す。
【図１０】図１０は、多孔性ガラスおよびポリマーセンサーデザインの両方の上に成膜されたＰＰＬについてＰＷＶシフトを比較する反応速度論的なプロットを示す。
【図１１】図１１は、ＰＳＳおよびＰＡＨの交互の層が総測定シフトに寄与する、ＰＷＶシフト対ポリマー厚の部分的プロフィールを示す。
【図１２】図１２は、多孔性ガラスおよびポリマーセンサーデザインの両方の上に成膜されたプロテインＡについてＰＷＶシフトを比較する反応速度論的なプロットを示す。
【図１３】図１３は、ナノ多孔性ガラスセンサーで測定されたプロテインＡに対する３つの動物のＩｇＧの結合反応速度論を示す。
【図１４】図１４は、種々のＩｇＧ−プロテインＡ相互作用の各々についてのＰＷＶシフトのセンサー比較を示す。
【図１】
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【図２】
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【図３Ａ】
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【図３Ｂ】
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【図４】
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【図５Ａ】
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【図５Ｂ】
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【図５Ｃ】
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【図５Ｄ】
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【図５Ｅ】
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【図５Ｆ】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【国際調査報告】
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