(57)【要約】      （修正有）【課題】生体分子の認識機能に起因する一分子の変化を、可搬型、小型、かつ低価格な吸光測定、表面プラズモン共鳴測定、質量測定用デバイスを用いた認識レベルのシグナルにまで増幅するためのセンシングの原理と材料、およびセンサ構成法を含めて提供する。【解決手段】直径５マイクロメートルから１５マイクロメートルの大きさの微小担体表面に斑状に磁性材料を設け、人工あるいは天然の結合鎖を前記磁性材料が設けられていない部分に修飾した微小担体を前記結合鎖の先端部分を介してセンシング面に固定したことを特徴とするバイオセンサおよび前記微小担体の結合鎖を前記ターゲット分子および磁石の作用により前記結合鎖部分より前記センシング面より離脱させ、前記微小担体の離脱による変化を前記センシング面での吸光度あるいは屈折率あるいは質量の変化としてモニタすることを特徴とするセンシング方法である。【選択図】図１
2006170884.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁性材料を設け磁石により吸引可能とした直径５マイクロメートルから１５マイクロメートルの大きさの微小担体に人工あるいは天然の結合鎖を修飾し、前記結合鎖の先端部分を介して前記微小担体をセンシング面に固定したことを特徴とするバイオセンサ。
【請求項２】
上記の微小担体が金、シリカあるいはポリスチレンの微小球体であり、無電解めっき法によりコバルトあるいはニッケルあるいはコバルト・ニッケル複合の磁性材料薄膜を被覆したことを特徴とする請求項１記載のバイオセンサ。
【請求項３】
前記微小担体はリン脂質膜からなる微小球体で、リン脂質膜部に１０から５０ナノメートルの径を持つ磁性体微粒子が混合されたものであることを特徴とする請求項１記載のバイオセンサ。
【請求項４】
前記微小担体はリン脂質膜からなる微小球体で、リン脂質膜が含有する溶液部に磁性体が分散していることを特徴とする請求項１記載のバイオセンサ。
【請求項５】
前記結合鎖がＤＮＡあるいはＲＮＡであることを特徴とする請求項１から４のいずれか１項記載のバイオセンサ。
【請求項６】
前記結合鎖はポリマー鎖であることを特徴とする請求項１から４記載のいずれか１項記載のバイオセンサ。
【請求項７】
前記結合鎖は前記微小担体に結合されたＤＮＡと前記センシング面に結合された前記ＤＮＡと相補する構造を有するＤＮＡとを前記両者のＤＮＡの相補作用により結合したことを特徴とする請求項５記載のバイオセンサ。
【請求項８】
前記センシング面は、吸光測定用の導波路に設けられた金属面あるいは表面プラズモン共鳴測定の屈折率測定用の金属面あるいは水晶振動子に設けられた質量検知用の金属面であることを特徴とする請求項１からから７のいずれか１項記載のバイオセンサ。
【請求項９】
前記請求項１記載のバイオセンサのセンシング面に、測定すべきターゲット分子を流通させるための流路を形成し、かつ前記流路の上方に磁石を設置したことを特徴とするセンシング装置。
【請求項１０】
前記請求項９のセンシング装置の前記流路にターゲット分子を流通させ、前記微小担体の結合鎖を前記ターゲット分子および磁石の作用により前記結合鎖部分より前記センシング面より離脱させ、前記微小担体の離脱による変化を前記センシング面での吸光度あるいは屈折率あるいは質量の変化としてモニタすることを特徴とするセンシング方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、バイオセンサ、センシング装置およびセンシング方法、更に詳細には生体材料とターゲット生体分子との相互作用からターゲット生体分子を検出するバイオセンサの高感度化およびそのバイオセンサを使用したセンシング装置、センシング方法に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
バイオセンサは、高度な生体分子の認識機能を利用することにより、簡便かつ正確なセンシングを可能とするシステムである。従来、生体機能に由来する特異的な結合を生成する反応を利用した物質量の増加をトランスデューサあるいは試薬を用いたシグナル変換を用いて検出が行われてきており、これらの検出原理を用いれば、大型分析装置や、高額な部品から構成される装置を用いた吸光測定（非特許文献１）、表面プラズモン共鳴測定（非特許文献２）、質量測定（非特許文献３）を応用して、一分子の変化に起因する生体機能による認識を測定することも可能である。
【０００３】
しかしながら、可搬型、小型、かつ低価格を実現している吸光測定、表面プラズモン共鳴測定、質量測定に基づくデバイスを用いる場合、生体機能に由来する特異的な結合生成を元にした一分子レベルの変化を検出するまでの感度を有していないため、感度が低いという問題があった。
【非特許文献１】Ｌ．Ｊ．Ｊａｎｉｓ，Ｆ．Ｅ．Ｒｅｇｎｉｅｒ，Ｄｕａｌ−ｃｏｌｕｍｎ  Ｉｍｍｕｎｏａｓｓａｙｓ  ｕｓｉｎｇ  ｐｒｏｔｅｉｎ  Ｇ  ａｆｆｉｎｉｔｙ  ｃｈｒｏｍａｔｏｇｒａｐｈｙ，Ａｎａｌｙｔｉｃａｌ  Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ，６１号，１９８９年，１９０１ぺージ。
【非特許文献２】Ｐ．Ｐ．Ｄｉｌｌｏｎ，Ｓ．Ｊ．Ｄａｌｙ，Ｂ．Ｍ．Ｍａｎｎｉｎｇ，Ｒ．Ｏ’Ｋｅｎｎｅｄｙ，Ｉｍｍｕｎｏａｓｓａｙ  ｆｏｒ  ｔｈｅ  ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｍｏｒｐｈｉｎｅ−３−ｇｌｕｃｕｒｏｎｉｄｅ  ｕｓｉｎｇ  ａ  ｓｕｒｆａｃｅ  ｐｌａｓｍｏｎ  ｒｅｓｏｎａｎｃｅ−ｂａｓｅｄ  ｂｉｏｓｅｎｓｏｒ，Ｂｉｏｓｅｎｓｏｒｓ  ａｎｄ  Ｂｉｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ，１８号，２００３年，２１７ぺージ。
【非特許文献３】Ｙ．Ｊ．Ｋｉｍ，Ａ．Ｆｒｅａｓ，Ｃ．Ｆｅｎｓｅｌａｕ，Ａｎａｌｙｓｉｓ  ｏｆ  ｖｉｒａｌ  ｇｌｙｃｏｐｒｏｔｅｉｎｓ  ｂｙＭＡＬＤＩ−ＴＯＦ  ｍａｓｓ  ｓｐｅｃｔｒｏｍｅｔｒｙ，Ａｎａｌｙｔｉｃａｌ  Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ，７３号，２００１年，１５４４ぺージ。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
本発明は、生体分子の認識機能に起因する一分子の変化を、可搬型、小型、かつ低価格な吸光測定、表面プラズモン共鳴測定、質量測定用デバイスを用いた認識レベルのシグナルにまで増幅するためのセンシングの原理と材料、およびセンサ構成法を含めて提供するものである。
【０００５】
具体的には、酵素あるいはＤＮＡあるいはＲＮＡの分子認識機能を用いて、５から１０マイクロメートルの径の大きさを有する微小担体がセンシング面から離脱する系を考案した。これにより、一分子レベルの分子の切断という現象を、１００倍以上の大きな物質のセンシング系からの消失という現象に置き換えて読み取ることができる。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
上記課題を解決するため、本発明によるバイオセンサは、直径５マイクロメートルから１５マイクロメートルの大きさの微小担体表面に斑状に磁性材料を設け、人工あるいは天然の結合鎖を前記磁性材料が設けられていない部分に修飾した微小担体を前記結合鎖の先端部分を介してセンシング面に固定したことを特徴とするものである。
【０００７】
また、本発明によるセンシング装置は、前記バイオセンサのセンシング面は、測定すべきターゲット分子を流通させるための流路を構成し、かつ前記流路の上方に磁石を設置したことを特徴とする。
【０００８】
更に本発明によるセンシング方法は、前記センシング装置の前記流路にターゲット分子を流通させ、前記微小担体の結合鎖を前記ターゲット分子および磁石の作用により前記結合鎖部分より前記センシング面より離脱させ、前記微小担体の離脱による変化を前記センシング面での吸光度あるいは屈折率あるいは質量の変化としてモニタすることを特徴とする。
【発明の効果】
【０００９】
本発明により、一分子レベルの生体ポリマーあるいは人工的に合成されたポリマーの切断あるいは解離を、簡易型の光学および電気的デバイスにより検出可能なマイクロメートルスケールの微小担体の脱離の現象に変換可能となる。したがって、これまで感度が足りないために簡易型装置で測定できなかった、生理活性物質、汚染物質あるいはゲノムの測定が可能になる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１０】
本発明によるバイオセンサにおいて使用される微小担体の基本の担体としては、たとえばリン脂質膜あるいは金、シリカあるいはポリスチレン等を使用することができる。この担体は５マイクロメートルから１５マイクロメートルの寸法を備えた、例えば微小球体であり、この担体に磁性体材料を斑に設けてある。
【００１１】
この磁性材料は、後述のようにセンシング装置の流路の上方に備えられた磁石と相互作用させるためのものである。このような磁性材料としては、たとえばニッケル、コバルトあるいはコバルト・ニッケル複合材料であることができる。また、前記担体が、たとえば金、シリカ、ポリスチレンなどの微小球体の場合、前記磁性材料は無電解めっきにより、磁性材料薄膜の形状で設けることができる。
前記担体がリン脂質膜の場合、前記のような磁性材料の磁性体微粒子を前記リン脂質膜部に混合することによって、前記担体表面に設けることができる。また、同様に、前記担体がリン脂質膜の場合、前記リン脂質膜が含有する溶液部に磁性材料粒子を分散させることにより設けることができる。この場合、磁性材料粒子は１０〜５０ナノメートルの寸法であるのが好ましい。
【００１２】
さらに、この担体に、ターゲット分子によって切断あるいは離脱させる結合鎖が一方の端部で固定されている。このような結合鎖としては、例えばターゲット分子の酵素によって切断される人工あるいは天然のポリマー鎖あるいはターゲット分子のＤＮＡと相補する構造を有するＤＮＡあるいはＲＮＡを使用することができる。
【００１３】
この結合鎖の他端は、センシング面に結合されている。このようなセンシング面としては可搬型で小型、かつ低価格な吸光測定、表面プラズモン共鳴測定、質量測定用デバイスのセンシング面である、たとえば光導波路あるいは金／ガラススライドあるいは水晶振動子を挙げることができる。
【００１４】
微小担体が結合されたセンシング面はサンプルとなる液体、気体、あるいはエアロゾルを含む気体を通過することができる流路となり、さらにその上の層に、微小担体に設けられた磁性材料へ引力を及ぼす磁石（例えば鉄磁石）が設置されている。この状態では、センシング面に設置された微小担体は、流路上の磁性材料からの引力の影響を受けながらも、ポリマー鎮を介したセンシング面との結合によって、センシング面の表面から離脱することはない。
【００１５】
上記のデバイスを用いたセンシングの概要は以下のとおりである。センシング対象となるターゲット分子の酵素あるいはＤＮＡを流路に導入し、前記微小担体１とセンシング面２との間の結合鎖３のポリマー鎖（化学的結合）が切断され、あるいは結合鎖３のＤＮＡ部分で離脱され、さらに、流路上に設置された鉄磁石と引き合うことにより、センシング面から離れていく（図１（ａ）、（ｂ））。すなわち、微小担体に結合した結合鎖３（ポリマー鎮あるいはＤＮＡ）が寄与する結合の切断という現象を、それら結合鎖３（ポリマー鎮あるいはＤＮＡ）のスケールからは少なくとも１００倍、あるいはそれ以上の質量となる微小担体のセンシング面からの離脱という現象に置き換えることで、簡易センサデバイスで検出できるレベルの吸光度変化、質量変化、屈折率変化に変換する。
【００１６】
本発明では、センシングの対象となるターゲット分子の酵素あるいはＤＮＡが流路に導入されると、微小担体と結合したポリマー鎮が切断あるいはＤＮＡの絡み合いがほどかれること、および、微小担体が含む磁性体と流路上にある鉄磁石との引力の作用により、微小担体がセンシング面から離脱することで、ポリマー鎮一本の切断あるいはＤＮＡ一組のほぐれを高感度に検出する。
【００１７】
ＤＮＡは１５ピコニュートン以上の力で引っ張られると切断される。そこで、微小担体に結合したＤＮＡを切断することなく、微小担体への引力が働くよう、１０ピコニュートン付近の力で、微小担体と鉄磁石とが引き合うよう、流路上に設置する磁石の磁力を調整する。
【００１８】
前記基本の担体として、磁性材料で一部めっきされた球形の金ビーズを用いると、直径５、１０、１５マイクロメートルのビーズ一つの質量は、金の密度を使って、約１、１０、３３ナノグラム／個となる。金ビーズへ結合された結合鎖（ポリマー鎖あるいはＤＮＡ）が切断され、金ビーズ一つがセンシング面から離脱すると、簡易質量検知デバイスで検出可能な１ナノグラム以上の変化を誘導できる。微小担体として、リン脂質からなる小胞体を用いる場合を考えると、リン脂質膜の内部が溶液となるため、密度は水と同程度と考えると、直径１５マイクロメートルの微小担体を用いることで、１個の微小担体の脱離が簡易質量検知デバイスでも検出可能な１ナノグラム以上の質量変化を誘導することができる。
【００１９】
簡易測定装置である表面プラズモン共鳴測定装置を用いて、さらに、微小担体と同じ程度の大きさである５から１５マイクロメートルに絞ったプローブ光を適用する、あるいは、表面プラズモン共鳴を測定する光検出器であるＣＣＤ検出器のアレイの１ピクセルが読み取るセンシング面上の領域を５から１５マイクロメートルに絞りこむことで、微小担体一個のセンシング面上の領域からの離脱により引き起こされる屈折率変化を検出することが可能になる。プローブ光が全反射しながら導波する簡易な吸光度測定装置において、光吸収率の高い金を微小担体の材料とすると、微小担体が離脱することで、急激に吸光度が減少するため、一個の微小担体のセンシング面からの離脱が検出可能となる。
【００２０】
本発明において、直接検出対象となる酵素は、生体材料に由来する酵素だけでなく、人工的に合成された酵素も対象となる。また、それら酵素は、生体物質の一部が元から保有している酵素活性を持つ物質にも置き換えることができる。
【００２１】
また、本発明は、測定対象物質となる化学物質が、細胞、組織、あるいは生物そのものを刺激して酵素機能を有するタンパクを排出し、そのタンパクの活性を測定する間接的なバイオセンシングに適用することが可能である。また、ＤＮＡ以外に、ＲＮＡを用いてデバイスを作製することもできる。
【実施例１】
【００２２】
［リン脂質微小担体を基本担体とする表面プラズモン共鳴測定法］
卵由来のリン脂質であるフォスファジルコリンと反応性の高いリン脂質としてジパルミトイルグリセロフォスフォエタノールアミンピリジルジチオプロピオネートを含む脂質混合物を溶解したクロロフォルム溶液を調製し、展開後に溶媒を揮発させて膜を形成する。次に、１０ナノメートルから５０ナノメートルの径を有する磁性体微粒子を含み、ホウ酸、クエン酸べースでｐＨを８に調整した緩衝液に溶解し、ポリカーボネート製のフィルターでろ過して５から１５マイクロメートルの径を持つ磁性体粒子を含むリン脂質基本担体を形成する。
【００２３】
次に、３末端がビオチン化されたＤＮＡの５末端をトリスカルボキシエチルフォスフィンで還元することでフリーなスルフィドを生成し、このＤＮＡと磁性体含有リン脂質基本担体とを混合し、ＤＮＡ修飾磁性体含有リン脂質の微小担体を形成する。
【００２４】
スライドガラス５１の表面に、スパッタあるいは蒸着法により、厚さ５０ナノメートルの金薄膜５２を形成する。次に、金表面上に、チオール基を末端に有するデカンチオールと、デカンチオールのチオール基と反対側の鎮の端にアビジンを固定化した分子を混合した溶液を展開し、溶媒を乾燥させて膜を形成する。次に、アビジン処理した金表面の上に、ビオチン化されたＤＮＡ修飾磁性体含有リン脂質微小担体を含む溶液を滴下し、金表面（センシング面）上にＤＮＡ修飾磁性体含有のリン脂質微小担体を固定化する（バイオセンサ５）。
【００２５】
ターゲット分子溶液を流入させるための流入口４１および前記ターゲット分子溶液を流出させる流出口４２とを備えた流路４３および前記流路４３上方に設けられた磁性材料である鉄を含有する磁石層（鉄磁石）４４とを備えたチップ４に、前記ＤＮＡ修飾磁性体含有リン脂質微小担体で修飾した修飾面（センシング面）５３が前記流路４３に当接するように金／スライドガラス（バイオセンサ）５を設け（センシング装置）、小型表面プラズモン共鳴装置に設置する。
【００２６】
小型表面プラズモン装置６は、ＬＥＤ光源６１とプリズム６２、ＣＣＤからなる検出器６３を備えており、金/スライドガラスの金薄膜５２とスライドガラス５１の界面で光を全反射するように光が入射する光学系が組んである。スライドガラス５１とプリズム６２の屈折率は一致しており、また、スライドガラス５１とプリズム６２の間はマッチングオイルあるいはポリマー材料により、光学的に結合している。金薄膜５２とスライドガラス５１の界面で入射光が全反射すると、金薄膜５２のセンシング面５３に存在する物質の屈折率に依存して、ある角度にプラズモン共鳴による暗部が観測される。この暗部に相当する角度変化をＣＣＤ検出器６３を用いて測定することで、金のセンシング面５３に存在する物質の屈折率変化を求めることができる。屈折率が高くなれば、小型表面プラズモン共鳴装置が検出する暗部の角度の位置は高い角度側にずれる。一方、屈折率が低くなれば、暗部の角度は低角度側にずれる。
【００２７】
初めに、緩衝液を流路４３に流し、べースラインとなる表面プラズモン共鳴を観測する。次に、ＤＮＡ切断を行う制限酵素を含む溶液を流す。このとき、ＤＮＡが切断され、微小担体がセンシング面の金表面から離脱する。これにより、金の上の屈折率は減少し、したがって、小型表面プラズモン共鳴装置により検出される角度が低角度側にシフトする。この角度変化が、ＤＮＡ切断の情報と同値であり、すなわち、制限酵素の活性の測定が行われたことを意味する。
【００２８】
リン脂質微小担体に結合させる分子（結合鎖）としては、酵素により切断される構造を有するＲＮＡおよび人工的に作製したポリマー鎮でもよい。
【００２９】
また、小型表面プラズモン共鳴装置以外に、全反射型に光導波路の表面に形成した金、銀、白金、銅、インジウムからなる表面、および、質量検知デバイスである水晶振動子の表面に形成される金、銀、白金、銅、インジウムからなる表面についても、前記の同プロセスにて微小担体−プローブＤＮＡあるいは微小担体−ＲＮＡおよび微小担体−人エポリマーの結合が可能である。
【００３０】
全反射型の光導波路７を用いる場合には、図２（ｂ）に示すように、光導波路のコア部７１に直接、金に代表される金属７２を形成し、コア部７１と金属７２との界面で、光源７３からの光が全反射する構造になっている。ここで、金属の修飾面７４の物質の屈折率に依存して、プラズモン共鳴により、ある波長の光が金属７２で喪失され、ＣＣＤ検出器７５へと伝搬する光量が減少する。そこで、簡易型吸光測定装置を用いてグレーティングにより分光し、ＣＣＤ検出器７５により波長スペクトルを測定することで、光吸収スペクトルの位置より、金属の修飾面７４の物質の屈折率変化を読み取ることができる。よって、ＤＮＡ制限酵素の機能により、修飾面７４から物質が喪失すると、屈折率が減少し、光導波路から出てくる光の分光により得られる光吸収スペクトルの位置が低波長側にシフトしてセンシングが可能となる。なお図中、７６は偏光板、７７はグレーティングである。したがって、簡易型吸光測定装置および簡易型水晶振動子を用いても、高感度なバイオセンシングが可能である。
【実施例２】
【００３１】
［金ビーズを基本担体とする表面プラズモン共鳴測定法］
直径が５マイクロメートルから１５マイクロメートルに制御された金ビーズをつめたガラス管内に、無電解めっき溶液を流し、次に水で洗い流すことで、金ビーズの表面を不完全に被覆するコバルト・ニッケル複合磁性薄膜を形成する。磁性材修飾金コロイド溶液中に、３末端がビオチン化されたＤＮＡの５末端をトリスカルボキシエチルフォスフィンで還元することでフリーなスルフィドを生成し、このＤＮＡと磁性材修飾金ビーズとを結合し（微小担体）、表面プラズモン共鳴測定用の金／スライドガラス上に固定化する。
【００３２】
ターゲット分子溶液を流入させるための流入口４１および前記ターゲット分子溶液を流出させる流出口４２とを備えた流路４３および前記流路４３上方に設けられた磁性材料である鉄を含有する磁石層（鉄磁石）４４とを備えたチップ４に、前記ＤＮＡ修飾磁性材修飾金ビーズで修飾した修飾面５３が前記流路４３に当接するように金／スライドガラス５を設け（センシング装置）、小型表面プラズモン共鳴装置に設置する。
【００３３】
初めに、緩衝液を流路に流し、べースラインとなる表面プラズモン共鳴を観測する。次に、ＤＮＡ切断を行う制限酵素を含む溶液を流す。このとき、ＤＮＡが切断され、金ビーズが金のセンシング面の表面から離脱することで、小型表面プラズモン共鳴装置により検出可能な光強度の増加が発生する。この光強度変化が、ＤＮＡ切断の情報と同値であり、すなわち、制限酵素の活性の測定が行われたことを意味する。
【実施例３】
【００３４】
［リン脂質を基本担体とする水晶振動子を用いた測定］
卵由来のリン脂質であるフォスファジルコリンと反応性の高いリン脂質としてジパルミトイルグリセロフォスフォエタノールアミンピリジルジチオプロピオネートを含む脂質混合物を溶解したクロロフォルム溶液を調製し、さらに、１０ナノメートルから５０ナノメートルの径を有する磁性体微粒子を混合し、展開後に溶媒を揮発させて膜を形成する。次に、ホウ酸、クエン酸べースでｐＨを８に調整した緩衝液に溶解し、ポリカーボネート製のフィルターでろ過して１５マイクロメートルの径を持つ磁性体粒子が含まれたリン脂質膜からなる基本担体を形成する。
【００３５】
次に、３末端がビオチン化されたＤＮＡの５末端をトリスカルボキシエチルフォスフィンで還元することでフリーなスルフィドを生成し、このＤＮＡと磁性体含有リン脂質基本担体とを混合し、ＤＮＡ修飾磁性体含有リン脂質微小担体を形成する。
【００３６】
次に金電極を持つ水晶振動子８の一つの表面に、チオール基を末端に有する一本あるいは二本鎖からなる脂質と、前記の同じ脂質のチオール基と反対側の鎮の端にアビジンを固定化した脂質を含む溶液を展開し、溶媒を乾燥させて膜を形成する。次に、アビジン処理した金表面の上に、ビオチン化されたＤＮＡ修飾磁性体含有リン脂質微小担体を含む溶液を滴下し、金表面上にＤＮＡ修飾磁性体含有リン脂質微小担体を固定化する（バイオセンサ）。
【００３７】
ターゲット分子溶液を流入させるための流入口４１および前記ターゲット分子溶液を流出させる流出口４２とを備えた流路４３および前記流路４３上方に設けられた磁石（鉄磁石）４４とを備えたチップ４に、水晶振動子８のＤＮＡ修飾磁性体含有リン脂質微小担体を形成した修飾面（センシング面）８１が流路４３の緩衝液に接するように設置する（図３）。ＤＮＡ修飾磁性体含有リン脂質小胞体を形成していない水晶振動子の面８２は空気に接触している。また、流路４３における磁力は磁石４４を上下することにより調整あるいはオン−オフする。
【００３８】
この状態で、測定回路を用い、水晶振動子のバックグラウンドレベルとなる共振周波数を測定する。次に、測定対象である酵素を溶液に導入したのち、磁石４４を、ＤＮＡ修飾磁性体含有リン脂質微小担体のうち、ＤＮＡが切断された微小担体を水晶振動子８修飾面８１から離脱させる。ここで再度、共振周波数を測定し、バックグラウンドレベルとして測定した共振周波数の増加分を読み取り、これがＤＮＡ切断の情報と同値であり、すなわち、制限酵素の活性の測定が行われたことを意味する。
【実施例４】
【００３９】
［金ビーズを基本担体とする全反射型光導波路を用いた測定］
直径が５マイクロメートルから１５マイクロメートルに制御された金ビーズをめっき溶液に浸漬し、無電解法により金ビーズの一部に磁性材料であるコバルト・ニッケル複合材料を析出させる。さらに、無電解めっき法により、金薄膜を析出させたビーズが分散した磁性材修飾金コロイド溶液中に、３末端がビオチン化されたＤＮＡの５末端をトリスカルボキシエチルフォスフィンで還元することでフリーなスルフィドを生成し、このＤＮＡと磁性材修飾金ビーズとを結合し、５０ナノメートルの厚さの金薄膜７２を形成したエポキシ系ポリマーをコア部７１とする全反射型光導波路７上に固定する（バイオセンサ）。
【００４０】
ターゲット分子溶液を流入させるための流入口４１および前記ターゲット分子溶液を流出させる流出口４２とを備えた流路４３および前記流路４３上方に設けられた磁性材料である鉄を含有する磁石層（鉄磁石）４４とを備えたチップ４を
ＤＮＡ修飾磁性材修飾金ビーズを形成した修飾面７４を有する光導波路７に、前記修飾面７４が流路４３に当接するように設ける（図２（ｂ）参照）。前記光導波路７の先端の一つを光源７３に、もう一方の端をＣＣＤ検出器７５に接続する。初めに、緩衝液を流路に流し、べースラインとなる吸光度を観測する。次に、ＤＮＡ切断を行う制限酵素を含む溶液を流す。このとき、ＤＮＡが切断され、金ビーズがセンシング面である表面から離脱することで、吸光度の低下が確認される。この吸光度変化が、ＤＮＡ切断の情報と同値であり、すなわち、制限酵素の活性の測定が行われたことを意味する。
【００４１】
光導波路の表面には、金以外に、銀、白金、銅、インジウムからなる薄膜を形成してもよい。
【００４２】
ポリマー導波路以外に、シリカ系導波路を用いてもよい。
【００４３】
金コロイドに結合させる分子としては、ＲＮＡおよび人工的に作製したポリマー鎮でもよい。
【産業上の利用可能性】
【００４４】
本発明は、生体由来物質をセンシングするバイオセンサに関するものであり、リン脂質膜、あるいは金、あるいはシリカ、あるいはポリスチレンからなる微小担体の、表面または内部に磁性材料を形成し、当該微小担体を、ポリマー鎖、あるいはセンシング対象がＤＮＡである場合は当該ＤＮＡと相補する構造を有するＤＮＡを用いて、吸光測定や表面プラズモン測定や質量測定などを行う測定デバイスの表面（センシング面）に複数結合させた構造を特徴とする。センシング対象の酵素やＤＮＡなどの生体由来物質によって、微小担体と測定デバイスの表面（センシング面）とを結合しているポリマー鎮やＤＮＡが切断され、外部からの磁場によって微小担体が脱離することによってセンシング面での吸光度、屈折率、質量などが変化するのを測定して、生体由来物質を検出する。
【図面の簡単な説明】
【００４５】
【図１】検出原理の説明、酵素を使ったセンシングとＤＮＡを使ったセンシング。
【図２】表面プラズモン共鳴法および光導波路を利用した場合のセンシング部分の構成を示す図。
【図３】水晶振動子を利用した場合のセンシング部分の構成を示す図。
【符号の説明】
【００４６】
１      微小担体
２      センシング面
３      結合鎖
４      チップ
４１      流入口
４２      流出口
４３      流路
４４      磁石層
５      バイオセンサ
５１      スライドガラス
５２      金薄膜
６      小型表面プラズモン装置
６１      ＬＥＤ光源
６２      プリズム
６３      ＣＣＤ検出器
７      全反射型の光導波路
７１      コア部
７２      金属
７３      光源
７４      修飾面
７５      ＣＣＤ検出器
７６      偏光板
７７      グレーティング
８      水晶振動子
８１      修飾面
８２      面
【図１】
2006170884.tif 000003
【図２】
2006170884.tif 000004
【図３】
2006170884.tif 000005