(57)【要約】【課題】ＨｂＡ１ｃを簡便かつ精度よく測定する。【解決手段】糖化ヘモグロビンと特異的に結合することが可能な第１物質が固定化された第１センシングエリアを有する第１光導波路と、前記第１物質が前記糖化ヘモグロビンと特異的に結合することが可能な箇所とは別の箇所で前記糖化ヘモグロビンと特異的に結合することが可能な第２物質が固定化された超常磁性を有する複数の第１磁性微粒子と、前記第１光導波路の上方に設けられ、前記複数の第１磁性微粒子の少なくとも１つを前記第１センシングエリアから磁力によって移動させることが可能な第１磁場印加部と、前記第１光導波路に光を入射させ前記第１センシングエリアに近接場光を発生させることが可能な第１光源と、前記第１光導波路から出射される光を受光することが可能な第１受光素子と、を有する光導波路型測定システム。【選択図】図１
2015025820.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
糖化ヘモグロビンと特異的に結合することが可能な第１物質が固定化された第１センシングエリアを有する第１光導波路と、
前記第１物質が前記糖化ヘモグロビンと特異的に結合することが可能な箇所とは別の箇所で前記糖化ヘモグロビンと特異的に結合することが可能な第２物質が固定化された超常磁性を有する複数の第１磁性微粒子と、
前記第１光導波路の上方に設けられ、前記複数の第１磁性微粒子の少なくとも１つを前記第１センシングエリアから磁力によって移動させることが可能な第１磁場印加部と、
前記第１光導波路に光を入射させ前記第１センシングエリアに近接場光を発生させることが可能な第１光源と、
前記第１光導波路から出射される光を受光することが可能な第１受光素子と、
を有する光導波路型測定システム。
【請求項２】
前記第１磁性微粒子は、複数の超常磁性を有する微粒子を含むことを特徴とする請求項１記載の光導波路型測定システム。
【請求項３】
前記第１磁性微粒子は、複数の超常磁性を有する微粒子と、それらを覆う材料と、を含むことを特徴とする請求項１記載の光導波路型測定システム。
【請求項４】
前記第１磁性微粒子は、複数の超常磁性を有する微粒子と、それらを覆う高分子材料と、を含むことを特徴とする請求項１記載の光導波路型測定システム。
【請求項５】
前記第１磁性微粒子は、コアと、前記コアを覆うシェルと、を有し、
前記シェルは、複数の超常磁性を有する微粒子を含むことを特徴とする請求項１記載の光導波路型測定システム。
【請求項６】
前記超常磁性を有する微粒子の屈折率は、前記コアの屈折率よりも高いことを特徴とする５記載の光導波路型測定システム。
【請求項７】
前記コアは、高分子材料からなることを特徴とする請求項５または６に記載の光導波路型測定システム。
【請求項８】
前記シェルは、高分子材料から形成されていることを特徴とする請求項５〜８のいずれか１つに記載の光導波路型測定システム。
【請求項９】
前記糖化ヘモグロビンは、ＨｂＡ１（ヘモグロビンエーワン）のβ鎖Ｎ末端にグルコース（Ｇｌｃ）が結合したＨｂＡ１ｃ（ヘモグロビンエーワンシー）である請求項１〜８のいずれか１つに記載の光導波路型測定システム。
【請求項１０】
前記第１物質は、前記ＨｂＡ１ｃのβ鎖Ｎ末端の糖化ペプチドが抗原となるモノクローナル抗体である請求項９記載の光導波路型測定システム。
【請求項１１】
前記第２物質は、前記ＨｂＡ１ｃの前記β鎖Ｎ末端の前記糖化ペプチド以外の前記ＨｂＡ１ｃまたは前記糖化ペプチド以外の前記ＨｂＡｌｃのβサブユニットが抗原となるモノクローナル抗体である請求項１０記載の光導波路型測定システム。
【請求項１２】
前記糖化ペプチドは、フルクトシルペプチドである請求項１０または１１に記載の光導波路型測定システム。
【請求項１３】
前記第１磁場印加部は、前記複数の磁性微粒子の少なくとも１つを前記第１光導波路から離れる方向に移動させる磁場を印加することが可能な請求項１〜１２のいずれか１つに記載の光導波路型測定システム。
【請求項１４】
前記第１光導波路の下方に第２磁場印加部をさらに有し、
前記第２磁場印加部は、前記複数の磁性微粒子の少なくとも１つを前記第１光導波路に近づける方向に移動させる磁場を印加することが可能な請求項１〜１３のいずれか１つに記載の光導波路型測定システム。
【請求項１５】
前記第１磁場印加部と前記第２磁場印加部は、交互に磁場を前記分散媒体に印加することが可能な請求項１４記載の光導波路型測定システム。
【請求項１６】
請求項１〜１５のいずれか１つの光導波路型測定システムと、
ヘモグロビンと特異的に結合することが可能な第３物質が固定化された第２センシングエリアを有する第２光導波路と、
前記第３物質が前記ヘモグロビンと特異的に結合することが可能な箇所とは別の箇所で前記ヘモグロビンと特異的に結合することが可能な第４物質が固定化された超常磁性を有する複数の第２磁性微粒子と、
前記複数の磁性微粒子の少なくとも１つを前記第２センシングエリアから磁力によって移動させることが可能な第２磁場印加部と、
前記第２光導波路に光を入射させ前記第２センシングエリアに近接場光を発生させることが可能な第２光源と、
前記第２光導波路から出射される光を受光することが可能な第２受光素子と、
を有する別の光導波路型測定システムと、
を備えた光導波路型測定システム。
【請求項１７】
前記第３物質と前記第４物質は、それぞれ異なる前記ヘモグロビンのαサブユニットが抗原となるモノクローナル抗体である請求項１６記載の光導波路型測定システム。
【請求項１８】
前記光導波路型測定システムと、前記別の光導波路型測定システムと、が平設されている請求項１６または１７に記載の光導波路型測定システム。
【請求項１９】
第１物質は、糖化ヘモグロビンと特異的に結合することが可能であり、第１光導波路上のセンシングエリアに固定化され、
第２物質は、前記第１物質が前記糖化ヘモグロビンと特異的に結合することが可能な箇所とは別の箇所で前記糖化ヘモグロビンと特異的に結合することが可能であり、超常磁性を有する複数の第１磁性微粒子に固定化され、
第１分散媒体には、前記第２物質が固定化された前記複数の第１磁性微粒子が分散されてなり、さらに、前記糖化ヘモグロビンが混在され、
前記第１分散媒体を前記第１物質に接触させる工程と、
前記第１分散媒体を前記第１物質に接触させた状態で、前記センシングエリアに近接場光を発生させ前記第１光導波路から出射される光の光強度を第１光強度として測定する工程と、
前記第１分散媒体に磁場を印加する工程と、
前記磁場の印加後に、前記センシングエリアに近接場光を発生させ前記第１光導波路から出射される光の光強度を第２光強度として測定する工程と、
前記第１光強度と前記第２光強度との差分に基づいて前記糖化ヘモグロビンを定量する工程と、
を備えた糖化ヘモグロビンの測定方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、光導波路型測定システムおよび糖化ヘモグロビンの測定方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＨｂＡ１ｃ（ヘモグロビンエーワンシー）は、血液中の糖が赤血球に入った後に、ヘモグロビンと不可逆的に結合して生成したものであり、過去１〜２ヶ月間の血液中の平均的な血糖値を反映する。このため、ＨｂＡ１ｃは、糖尿病のスクリーニング検査や糖尿病患者の血糖管理状態を把握する等の糖尿病診断の指標として広く利用されている。
【０００３】
ＨｂＡ１ｃの測定方法としては、ラテックス凝集法やプロテアーゼを利用する方法がある。ラテックス凝集法は操作が簡便であるものの、バルクの濁度を測定するため、装置が大型になり、かつ感度面で他の方法に劣る場合がある。また、プロテアーゼを利用する方法では、ＨｂＡ１ｃの糖化部分のみをプロテアーゼにより切り出して測定する。このため、煩雑な前処理が伴う。最近では、高速液体クロマトグラフィー（ＨＰＬＣ）法が標準になりつつあるが、この方法はコストが高く、装置も大型で、さらに煩雑な処理が伴う。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開２０１０−１６４５７９号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
本発明が解決しようとする課題は、ＨｂＡ１ｃを簡便かつ精度よく測定できる光導波路型測定システムおよび糖化ヘモグロビンの測定方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
実施形態の光導波路型測定システムは、糖化ヘモグロビンと特異的に結合することが可能な第１物質が固定化された第１センシングエリアを有する第１光導波路と、前記第１物質が前記糖化ヘモグロビンと特異的に結合することが可能な箇所とは別の箇所で前記糖化ヘモグロビンと特異的に結合することが可能な第２物質が固定化された超常磁性を有する複数の第１磁性微粒子と、前記第１光導波路の上方に設けられ、前記複数の第１磁性微粒子の少なくとも１つを前記第１センシングエリアから磁力によって移動させることが可能な第１磁場印加部と、前記第１光導波路に光を入射させ前記第１センシングエリアに近接場光を発生させることが可能な第１光源と、前記第１光導波路から出射される光を受光することが可能な第１受光素子と、を有する。
【図面の簡単な説明】
【０００７】
【図１】第１実施形態に係る光導波路型測定システムの断面模式図であり、図１（ａ）は光導波路型測定システムの全体を表す断面模式図、図１（ｂ）は光導波路型測定システムの光導波路上に固定化された第１物質付近を拡大させた断面模式図である。
【図２】ＨｂＡ１ｃのイメージ図である。
【図３】磁性微粒子の模式図であり、図３（ａ）は磁性微粒子の外観を例示するための模式図、図３（ｂ）、（ｃ）は磁性微粒子の断面を例示するための断面模式図である。
【図４】第１実施形態に係る検体溶液中の糖化ヘモグロビンを測定する方法を示す工程図である。
【図５】第２実施形態に係る光導波路型測定システムの断面模式図である。
【図６】第２実施形態に係る検体溶液中の糖化ヘモグロビンを測定する方法を示す工程図である。
【図７】第３実施形態に係る光導波路型測定システムの断面模式図である。
【図８】第３実施形態に係る検体溶液中の糖化ヘモグロビンを測定する方法を示す工程図である。
【図９】第４実施形態に係る光導波路型測定システムの模式図であり、図９（ａ）は平面模式図、図９（ｂ）は図９（ａ）のＡ−Ｂ線に沿った位置での断面模式図である。
【発明を実施するための形態】
【０００８】
以下、図面を参照しつつ、実施形態について説明する。以下の説明では、同一の部材には同一の符号を付し、一度説明した部材については適宜その説明を省略する。
【０００９】
（第１実施形態）  
図１は、第１実施形態に係る光導波路型測定システムの断面模式図であり、図１（ａ）は光導波路型測定システムの全体を表す断面模式図、図１（ｂ）は光導波路型測定システムの光導波路上に固定化された第１物質付近を拡大した断面模式図である。
【００１０】
第１実施形態に係る光導波路型測定システム３０は、光導波路３（第１光導波路）と、光導波路３上の所定の領域（後述するセンシングエリア１０１）に固定化され、糖化ヘモグロビンと特異的に結合することが可能な第１物質６と、第２物質１３と、複数の磁性微粒子９（第１磁性微粒子）と、液体（水、有機溶剤）等の分散媒体２５（第１分散媒体）と、を備える。複数の磁性微粒子９のそれぞれには、第２物質１３が固定化されている。第２物質１３は、第１物質６が糖化ヘモグロビンと特異的に結合することが可能な箇所とは別の箇所で糖化ヘモグロビンと特異的に結合することできる。分散媒体２５には、複数の磁性微粒子９が分散され、分散媒体２５は、第１物質６に接している。
【００１１】
また、光導波路型測定システム３０は、光導波路３の上方に設けられ、複数の磁性微粒子９の少なくとも１つを磁力によって分散媒体２５中で移動させることが可能な磁場印加部１０（第１磁場印加部）と、上記所定の領域外から光導波路３に光を入射させることが可能な光源７（第１光源）と、上記所定の領域外の光導波路３から出射される光を受光することが可能な受光素子８（第１受光素子）と、を備える。光源７から発せられる光は、上記所定の領域に作用する。磁場印加部１０は、複数の磁性微粒子９の少なくとも１つを光導波路３から離れる方向に移動させる磁場を印加することができる。
【００１２】
このほか、光導波路型測定システム３０は、光導波路３を支持する基板１と、光導波路３内に設けられたグレーティング２ａ、２ｂ（入射側グレーティング２ａおよび出射側グレーティング２ｂ）と、光導波路３の表面を保護する保護膜４と、光導波路３上に設けられた枠５と、を備える。グレーティング２ａ、２ｂは、基板１よりも高い屈折率を有する材料で形成される。平面を有する光導波路３は、グレーティング２ａ、２ｂを含む基板１主面に形成されている。保護膜４は、光導波路３上に被覆されている。保護膜４は、例えば、低屈折率を有する樹脂膜である。保護膜４には、グレーティング２ａ、２ｂ間に位置する光導波路３の表面の一部が露出する開口部が設けられている。開口部は、例えば、矩形状とすることができ、この開口部に露出する光導波路３の表面がセンシングエリア１０１となる。光導波路３と枠５とによって囲まれた空間に分散媒体２５が充填されている。分散媒体２５が充填された部分を反応空間１０２と称してもよい。
【００１３】
センシングエリア１０１では、第１物質６が光導波路３上に固定化されている。センシングエリア１０１は、保護膜４から表出されている。枠５は、センシングエリア１０１を囲むように保護膜４上に形成されている。また、光導波路型測定システム３０のうち、光導波路３と、第１物質６と、第２物質１３が固定化された複数の磁性微粒子９と、を含む構成を光導波路型センサチップ１００とする。光導波路型センサチップ１００は、光導波路型測定システム３０から取りはずされ、持ち運びが自由である。さらに、光導波路型測定システム３０は、光源７、受光素子８、および磁場印加部１０のそれぞれを制御する制御部２０を備える。
【００１４】
光導波路３としては、例えば、平面光導波路を用いることができる。光導波路３の材料は、例えば、熱硬化性樹脂、光硬化性樹脂、および無アルカリガラスのいずれかである。熱硬化性樹脂または光硬化性樹脂とは、例えば、フェノール樹脂、エポキシ樹脂、およびアクリル樹脂のいずれか１つである。詳細には、光導波路３の材料は、所定の光に対する透過性を有する材料であって、例えば、基板１より高い屈折率を有する材料であることが好ましい。
【００１５】
また、検出面であるセンシングエリア１０１において、第１物質６の固定化は、例えば、センシングエリア１０１における光導波路３の表面との疎水性相互作用もしくは共有結合により行う。例えば、第１物質６は、センシングエリア１０１に、シランカップリング剤による疎水化処理により固定化されている。あるいは、センシングエリア１０１に官能基を形成し、適当なリンカー分子を作用させて化学結合によって固定化してもよい。第１物質６としては、例えば、検体溶液中の糖化ヘモグロビンが抗原の場合、その抗体（一次抗体）を用いることができる。
【００１６】
また、検体溶液中の糖化ヘモグロビンと特異的に反応する第２物質１３は、磁性微粒子９の表面に、例えば、物理吸着、あるいはカルボキシル基やアミノ基等を介した化学結合により固定化されている。第２物質１３が固定化された磁性微粒子９は、第１物質６が固定化されたセンシングエリア１０１に分散、保持されている。磁性微粒子９の分散、保持は、例えば、磁性微粒子９および水溶性物質を含むスラリをセンシングエリア１０１、または、センシングエリア１０１に対向する面（図示せず）に塗布、乾燥することにより形成される。あるいは、磁性微粒子９は液体に分散させて反応空間１０２とは別の空間あるいは容器等（図示せず）に保持してもよい。
【００１７】
光源７は、前述の光導波路型センサチップ１００に光を照射する。光源７は、例えば、赤色レーザダイオードである。光源７から入射された光は、入射側グレーティング２ａにより回折され、光導波路３内を伝播する。その後、出射側グレーティング２ｂにより回折されて出射される。出射側グレーティング２ｂから出射された光は、受光素子８により受光され、光強度が測定される。受光素子８は、例えば、フォトダイオードである。入射した光と出射された光との強度を比較し、光の吸収率を測定することで、磁性微粒子９の量を測定する。そして、測定された磁性微粒子９の量に基づいて検体溶液中の抗原濃度を求める。測定された磁性微粒子９の量に基づいて検体溶液中の抗原濃度を求めることに関する詳細は後述する。
【００１８】
磁場印加部１０は、光導波路型センサチップ１００に対して磁場を印加する。磁場印加部１０は、磁場を生成し、生成した磁場を光導波路型センサチップ１００に印加することで、磁場に応じて磁性微粒子９を移動させる。磁場印加部１０は、磁性微粒子９からみて光導波路３が存在する方向とは反対の方向に配置される。第１実施形態においては、磁場印加部１０は、図１における上方向に設置される。磁場印加部１０は、例えば、磁石あるいは電磁石を有する。磁場強度を動的に調整するため、電磁石を用いて電流で調整する方法が望ましいが、フェライト磁石などを用いて、磁石そのものの強さや光導波路型センサチップ１００からの距離によって磁場強度を調整してもよい。
【００１９】
例えば、フェライト磁石を光導波路型センサチップ１００の上方に配置し、磁石と光導波路型センサチップ１００との間にスペーサを介してその厚さを変えることによって磁場強度を調整することができる。また、リニアモータなどのアクチュエータを用いて、フェライト磁石と光導波路型センサチップ１００との相対的な位置を変化させて磁場強度を調整することもできる。
【００２０】
電磁石を用いる場合には、コイルを磁性微粒子９からみて沈降方向（光導波路３の方向）とは反対側に配置し、そのコイルに電流を印加すればよく、電流値を変えることによって磁場強度を調整することができる。
【００２１】
第１実施形態では、磁場印加部１０により、磁性微粒子９に対して磁場を印加することで、抗原抗体反応に因らないでセンシングエリア１０１に吸着した磁性微粒子９を、センシングエリア１０１から引き剥がすことができる。これにより、抗原抗体反応により糖化ヘモグロビンを介してセンシングエリア１０１に結合した磁性微粒子９のみに起因する吸光度を測定することができ、測定誤差を低減することができる。
【００２２】
このとき、磁性微粒子９としては、磁場の印加を停止すると速やかに磁化を失う超常磁性を有するものを用いることが好ましい。これにより、磁場を印加した際に磁性微粒子９同士が磁化により凝集しても、磁場の印加を停止することで磁性微粒子９を再分散させることができる。例えば、検体溶液中に糖化ヘモグロビンが存在しない場合に磁場を印加しても、磁性微粒子９の凝集物が生成されてセンシングエリア１０１から剥がれにくくなる場合がある。この様な磁性微粒子９の凝集物は、測定誤差の要因となる。この場合、磁性微粒子９が超常磁性を有するようにすれば、磁性微粒子９の凝集を抑制することができるので、測定誤差の発生を抑制することができる。
【００２３】
また、磁場の印加を停止した際の再分散性をさらに向上させるため、磁性微粒子９の表面に正または負の電荷を持たせてもよい。あるいは、磁性微粒子９の分散媒体に界面活性剤などの分散剤を添加してもよい。
【００２４】
さらに、第１実施形態では、自然沈降した磁性微粒子９を磁場印加部１０により上方向に引き戻すことができる。磁性微粒子９の自然沈降と磁場印加部１０による上方向への引き戻しを繰り返すことで、検体溶液と磁性微粒子９を攪拌することができる。これにより、検体溶液に含まれる抗原（糖化ヘモグロビン）を介した磁性微粒子９とセンシングエリア１０１との抗原抗体反応による結合が促進され、より短時間で高い検出感度を得ることができる。そのため、糖化ヘモグロビンが低濃度である場合に、検出感度を高めることができる。
【００２５】
磁性微粒子９の表面に正または負の電荷を持たせたり、界面活性剤などの分散剤を添加したりすれば、磁場の印加を停止した際に磁性微粒子９が再分散し易くなり、攪拌がさらに促進する。これにより、検出感度がさらに向上する。
【００２６】
また、糖化ヘモグロビン中のヘモグロビン（Ｈｂ）は、赤血球の中にあり、例えば、肺の中で酸素と結合することが知られている。このうち、成人へモグロビンで知られるＨｂＡ（ヘモグロビンエー）は、２個のαサブユニットと、２個のβサブユニットと、から構成される四量体構造を有する。βサブユニットは、ＨｂＡ特有のものである。αサブユニットは、１４１個のアミノ酸からなり、βサブユニットは１４６個のアミノ酸からなる。ＨｂＡ（α２β２）の分子量は約６４５００である。
【００２７】
糖化ヘモグロビンとは、ヘモグロビンにＧｌｃ（グルコース）、Ｆｒｕ（フルクトース）、Ｓｕｃ（スクロース）、Ｍａｌ（マルトース）等の糖が結合したものである。
【００２８】
また、ＨｂＡ１（ヘモグロビンエーワン）は、ＨｂＡのβ鎖にＧｌｃ（グルコース）、リン酸化糖等が結合したものである。そして、ＨｂＡ１のβ鎖Ｎ末端（Ｖａｌ（バリン））に、Ｇｌｃ（グルコース）が結合したものがＨｂＡ１ｃ（ヘモグロビンエーワンシー）である。
【００２９】
図２は、ＨｂＡ１ｃのイメージ図である。  
図２に表されるように、ＨｂＡ１ｃは、２個のαサブユニットと、２個のβサブユニットを有する。ＨｂＡ１ｃにおいては、ＨｂＡ１のβ鎖Ｎ末端に、Ｇｌｃ（グルコース）が結合している。
【００３０】
ＨｂＡ1ｃは血糖に相応して糖化され、赤血球の寿命まで蓄積される。そのため、ＨｂＡ1ｃの値は、赤血球が作られた時から現在までの血糖値に比例し、過去１〜２ヶ月の平均血糖値を反映する。
【００３１】
なお、第１物質６としては、ＨｂＡ１ｃのβ鎖Ｎ末端の糖化ペプチドが抗原となるモノクローナル抗体が選択される。第２物質１３としては、ＨｂＡ１ｃのβ鎖Ｎ末端の糖化ペプチド以外のＨｂＡ１ｃが抗原となるモノクローナル抗体、もしくは、ＨｂＡ１ｃのβ鎖Ｎ末端の糖化ペプチド以外のＨｂＡ１ｃのβサブユニットが抗原となるモノクローナル抗体が選択される。第１物質６と第２物質１３との役割については後述する。
【００３２】
糖化ペプチドは、フルクトシルペプチドであり、より具体的には、Ｆｒｕ（フルクトース）−Ｖａｌ（バリン）−Ｈｉｓ（ヒスチジン）−Ｌｅｕ（ロイシン）−Ｔｈｒ（スレオニン）−Ｐｒｏ（プロリン）−Ｇｌｕ（グルタミン酸）である。
【００３３】
図３は、磁性微粒子の模式図であり、図３（ａ）は磁性微粒子の外観を例示するための模式図、図３（ｂ）、（ｃ）は磁性微粒子の断面を例示するための断面模式図である。
【００３４】
磁性微粒子９の具体的な構造を説明する前に、その概要について説明する。  
磁性微粒子９は、センシングエリア１０１上に分散状態で保持されているか、別の空間または容器等（図示せず）に保持されている。ここで「センシングエリア上に磁性微粒子が分散状態で保持される」とは、磁性微粒子９がセンシングエリア１０１の上方に直接的または間接的に分散状態で保持されることを意味する。「磁性微粒子がセンシングエリア１０１上方に間接的に分散する」形態は、例えば、磁性微粒子９がセンシングエリア１０１の表面にブロッキング層を介して分散される形態が挙げられる。
【００３５】
ブロッキング層は、例えば、ポリビニルアルコール、ウシ血清アルブミン（ＢＳＡ）、ポリエチレングリコール、リン脂質ポリマー、ゼラチン、カゼイン、糖類（例えば、スクロース、トレハロース）、合成ポリマーのような水溶性物質を含む。
【００３６】
別の例として、磁性微粒子９がセンシングエリア１０１の上方に空間を空けて配置される形態が挙げられる。例えば、センシングエリア１０１に対向する支持板（図示せず）が配置され、その支持板がセンシングエリア１０１と対向する面に、磁性微粒子９が分散状態で保持されていてもよい。
【００３７】
この場合には、磁性微粒子９は乾燥または半乾燥状態で保持されていることが望ましい。なお、検体溶液などの分散媒体と接した際に容易に再分散することが望ましいが、乾燥または半乾燥状態で保持されている形態が必ずしも完全な分散状態である必要はない。別の空間または容器等に保持される場合には、乾燥または半乾燥状態の他に分散媒体中で分散した状態、分散媒体中で沈降した状態などでも差し支えない。
【００３８】
磁性微粒子９の具体的な構造について説明する。  
図３（ａ）に表されるように、磁性微粒子９の表面には、第２物質１３が固定化されている。第２物質１３は、例えば、検体溶液中の糖化ヘモグロビンが抗原の場合、抗体（二次抗体）を用いることができる。
【００３９】
この場合、図３（ｂ）のように、磁性ナノ微粒子９ａを高分子材料９ｂで覆った磁性微粒子９、図３（ｃ）のように、コア９ｃと、コア９ｃを覆うシェル９ｄと、を有する磁性微粒子９とすることができる。
【００４０】
コア９ｃは、高分子材料から形成されるものとすることができる。シェル９ｄは、高分子材料から形成され、磁性ナノ微粒子９ａを含むものとすることができる。
【００４１】
あるいは、磁性体からなる微粒子そのものでもよく、この場合には微粒子表面に測定対象認識物質を結合させる官能基を有するものが望ましい。磁性微粒子９に用いられる磁性体材料としては、例えば、γ−Ｆｅ２Ｏ３等の各種フェライト類などが挙げられる。この場合、磁場の印加を停止すると速やかに磁性を失う超常磁性を有する材料を用いることが好ましい。
【００４２】
一般に超常磁性は、数１０ｎｍ（ナノメートル）以下のナノ微粒子で起こる現象である。一方で、光散乱を生じさせる微粒子の大きさは数１００ｎｍ以上である必要がある。そのため、第１実施形態における磁性微粒子９としては、図３（ｂ）または図３（ｃ）に示したような、磁性ナノ微粒子９ａを高分子材料９ｂなどでくるんだものが適している。
【００４３】
また、一般的に屈折率は、高分子材料では１．５〜１．６のものが多く、フェライト類では３．０程度である。また、磁性微粒子９が光導波路３の表面近傍にあるとき、屈折率が高いものほど光を散乱しやすくなる。そのため、磁性微粒子９の表面近傍に、屈折率の高い磁性ナノ微粒子９ａが分布している方が、より高感度に検出できると考えられる。
【００４４】
図３（ｂ）のように、単に磁性ナノ微粒子９ａを高分子材料９ｂで覆った磁性微粒子９は、磁性ナノ微粒子９ａが微粒子全体に分布してしまう。そのため、検出感度の観点からは、図３（ｃ）のように、コア−シェル型の磁性微粒子９とし、シェル９ｄに磁性ナノ微粒子９ａを高密度に含ませた構造が適している。
【００４５】
磁性微粒子９の粒径は、０．０５μｍ（マイクロメートル）以上、２００μｍ以下であることが望ましい。粒径が０．０５μｍより小さくなると、光の散乱効率が下がってしまう。また、粒径が２００μｍより大きくなると、第２物質１３と糖化ヘモグロビンとの反応効率が下がったり、磁力を印加しても磁性微粒子９自体の自重によって十分に磁性微粒子９が移動しなかったりする場合がある。さらに光の散乱効率と反応性とを高めるには、望ましくは、磁性微粒子９の粒径を０．２μｍ以上、２０μｍ以下にする。この範囲の粒径を用いることによって光の散乱効率および反応性が高まるので、光を用いて糖化ヘモグロビンを検出する光導波路型測定システム３０においては検出感度が向上する。
【００４６】
図４は、検体溶液中の糖化ヘモグロビンを測定する方法を示す工程図である。  
ここでは、前述した光導波路型測定システム３０を用いて糖化ヘモグロビンの量を測定する方法を、図４（ａ）〜図４（ｄ）を参照して説明する。糖化ヘモグロビンとしては、ＨｂＡ１ｃが選択される。図４（ａ）〜図４（ｄ）では、反応空間１０２における状態が例示されている。
【００４７】
検体溶液中の糖化ヘモグロビンを測定する手順としては、まず、分散媒体２５を準備する。この分散媒体２５には、第２物質１３が固定化された複数の磁性微粒子９が分散され、さらに、糖化ヘモグロビンを混在されている。次に、分散媒体２５を光導波路３上の第１物質９に接触させる。次に、光導波路３から出射される光の光強度を第１光強度として測定する。次に、分散媒体２５に磁場を印加する。次に、磁場の印加後に、光導波路３から出射される光の光強度を第２光強度として測定する。そして、第１光強度と第２光強度との差分に基づいて糖化ヘモグロビンを定量する。
【００４８】
具体的には、まず、図４（ａ）に表されるように、磁性微粒子９が分散、保持されている光導波路３上に、検体溶液を導入し、磁性微粒子９を再分散させる。磁性微粒子９が光導波路３上以外の空間や別容器等に保持されている場合には、検体溶液と磁性微粒子９との混合分散液を導入する。あるいは、まず磁性微粒子９の分散液の導入と、検体溶液の導入と、を別に行い、磁性微粒子９の分散液と検体溶液を別々に導入してもよい。導入の方法は、例えば、滴下や流入が考えられる。
【００４９】
すなわち、ＨｂＡ１ｃ（１４）と、ＨｂＡ１ｃ（１４）と特異的に結合する第２物質１３が固定化され磁性を有する磁性微粒子９と、を含む分散媒体２５をセンシングエリア１０１に設けられた第１物質６に接触させる。
【００５０】
次に、図４（ｂ）に表されるように、磁性微粒子９が自重によってセンシングエリア１０１に向けて沈降していく。この際、センシングエリア１０１に固定化された第１物質６は、ＨｂＡ１ｃ（１４）のβ鎖Ｎ末端と結合し、磁性微粒子９の表面に固定化された第２物質１３は、例えば、ＨｂＡ１ｃのβ鎖Ｎ末端の糖化ペプチド以外のＨｂＡ１ｃのβサブユニットに結合する。この状態が図４（ｃ）に表されている。これにより、磁性微粒子９がＨｂＡ１ｃ（１４）を介してセンシングエリア１０１に結合される。なお、この段階では、ＨｂＡ１ｃ（１４）を介さずにセンシングエリア１０１に吸着している磁性微粒子９も存在している。
【００５１】
次に、図４（ｄ）に示すように、磁性微粒子９からみて沈降方向とは異なる方向（例えば上方向）から磁場を印加することによって、ＨｂＡ１ｃ（１４）を介さずにセンシングエリア１０１に吸着している磁性微粒子９を沈降方向とは異なる方向（例えば上方向）に移動させ、センシングエリア１０１から除去する。すなわち、ＨｂＡ１ｃ（１４）を介してセンシングエリア１０１に結合している磁性微粒子９をセンシングエリア１０１に残存させる。
【００５２】
例えば、磁場強度を適切な値に調整することで、抗原抗体反応によりＨｂＡ１ｃ（１４）を介してセンシングエリア１０１に結合された磁性微粒子９は第１物質６から引き剥がさず、ＨｂＡ１ｃ（１４）を介さずにセンシングエリア１０１に吸着した磁性微粒子９をセンシングエリア１０１から除去することができる。
【００５３】
第１実施形態において、適切な磁場強度を、以下のように求めることが考えられる。エバネッセント光などの近接場光により検出できる磁性微粒子９の状態は、センシングエリア１０１との相互作用の強さの違いによって次の状態Ａ〜状態Ｃに分類することができる。
【００５４】
相互作用が強い順番に記載すると、状態Ａは抗原抗体結合など、ＨｂＡ１ｃ（１４）と、それと特異的に結合する分子との結合によってセンシングエリア１０１と結合した磁性微粒子９の状態、状態Ｂは分子間力や疎水性相互作用などによって、非特異的にセンシングエリア１０１に吸着した磁性微粒子９の状態、状態Ｃはセンシングエリア１０１近傍で浮遊している磁性微粒子９の状態、である。状態Ａの磁性微粒子９は、ＨｂＡ１ｃ（１４）の濃度検出に寄与すべき磁性微粒子９であり、状態Ｂまたは状態Ｃの磁性微粒子９は、測定の誤差要因（ノイズ）となりうる磁性微粒子９である。なお、状態Ａにある磁性微粒子９をセンシングエリア１０１に結合した磁性微粒子９と適宜称することにする。  
また、状態Ｂにある磁性微粒子９をセンシングエリア１０１に吸着した磁性微粒子９と適宜称することにする。
【００５５】
ここで、近接場光で検出されうる光導波路３の「表面近傍」とは、例えば全反射で光が伝播する際に伝播体表面に染み出すエバネッセント光の場合、染み出し距離ｄは下記の式（１）によって求められる。式（１）より染み出し距離ｄは、概ね測定に用いる光の波長の数分の１程度であることがわかる。  
ｄ＝λ／{２π（ｎ１×ｓｉｎ２θ−ｎ２２）１／２}  ・・・（１）  
ここで、ｄはエバネッセント光の染み出し距離、λは測定に用いる光の波長、ｎ１は光導波路３の屈折率、ｎ２は磁性微粒子９が分散される分散媒体２５の屈折率、θは全反射角である。
【００５６】
そのため、磁場印加部１０は、磁性微粒子９がセンシングエリア１０１から以下の式（２）を満足する距離Ｌだけ離れるような磁場強度を有する磁場を印加する。  
Ｌ＞λ／{２π（ｎ１×ｓｉｎ２θ−ｎ２２）１／２}  ・・・（２）  
ここで、Ｌは磁性微粒子９がセンシングエリア１０１から離れる距離、λは測定に用いる光の波長、ｎ1は光導波路３の屈折率、ｎ2は磁性微粒子９が分散される分散媒体２５の屈折率、θは全反射角である。
【００５７】
例えば、λ＝６３５ｎｍ、ｎ1＝１．５８、ｎ2＝１．３３（分散媒体２５が水の場合）、θ＝７８°とすると、Ｌ＞１３０ｎｍとなる。従って、磁場を印加して状態Ｂや状態Ｃの磁性微粒子９を、センシングエリア１０１から僅かに数１００ｎｍ程度遠ざけるだけで、測定誤差を充分に低減させることが可能となる。従って、検出感度の誤差とならない距離まで状態Ｂや状態Ｃの磁性微粒子９をセンシングエリア１０１から遠ざけるために要する時間はわずかな時間ですむ。
【００５８】
また、時間が許容範囲内であれば、多少の時間を要しても、より弱い磁場強度で状態Ｂや状態Ｃの磁性微粒子９を測定誤差の要因とならない距離にまで移動させることが可能となる。これにより、状態Ａの測定に必要とされる磁性微粒子９が余分に引き剥がされる可能性を低減できる。つまり、測定に寄与すべき状態Ａの磁性微粒子９をセンシングエリア１０１から引き剥がすことなく、測定のノイズとなりうる状態Ｂや状態Ｃの磁性微粒子９をセンシングエリア１０１から測定に影響を与えない距離にまで引き剥がすことができるので、Ｓ／Ｎ比を改善することができる。
【００５９】
このように、適切な磁場強度とは、測定に寄与すべき状態Ａの磁性微粒子９をセンシングエリア１０１から引き剥がすことなく、測定のノイズとなりうる状態Ｂや状態Ｃの磁性微粒子９をセンシングエリア１０１から測定に影響を与えない距離にまで引き剥がすのに適切な磁場強度である。
【００６０】
前述したように、電磁石を用いて電流で磁場強度を最適に調整する方法が望ましいが、フェライト磁石などを用いて、磁石そのものの強さや、光導波路型センサチップ１００と磁石との相対的な位置を変化させて磁場強度を調整してもよい。電磁石を用いる場合には、コイルを磁性微粒子９からみて沈降方向（光導波路３の方向）とは反対側に配置し、そのコイルに電流を印加すればよく、電流値を変えることによって磁場強度を調整することができる。
【００６１】
また、磁場強度を最適に調整するために、第１実施形態の光導波路型測定システム３０は、磁場印加部１０にて印加される磁場の磁場強度を制御する制御部２０をさらに備えていてもよい。この制御部２０により、前述のような制御を行うことで、磁場強度が適切な強度となるように調整することができる。例えば、測定に寄与すべき状態Ａの磁性微粒子９をセンシングエリア１０１から引き剥がすことなく、測定のノイズとなりうる状態Ｂや状態Ｃの磁性微粒子９をセンシングエリア１０１から測定に影響を与えない距離にまで引き剥がすことができる磁場強度となるように調整することができる。
【００６２】
また、磁場強度を随時調整する場合には、制御部２０で調整することにより、動的に制御することができる。例えば、磁場印加部１０にて磁場を印加するタイミングおよび時間の長さの少なくともいずれかを制御する制御部２０とすることもできる。
【００６３】
そして、受光素子８における検出信号強度比の差分を計測することで、検体溶液中のＨｂＡ１ｃ（１４）の量（すなわち、抗原濃度）を測定できる。具体的には、図１において、光源７からレーザ光を入射側グレーティング２ａから光導波路３に入射させ、その光導波路３を伝播させて表面（センシングエリア１０１での露出表面）付近にエバネッセント光などの近接場光を発生させる。この状態で検体溶液と磁性微粒子９との混合分散液をセンシングエリア１０１上に導入すると、磁性微粒子９は、その直後（図４（ａ））から沈降してセンシングエリア１０１近傍、例えば、エバネッセント光領域に達する（図４（ｂ））。磁性微粒子９がエバネッセント光の吸収や散乱に関与するため、反射光の強度が減衰する。
【００６４】
その結果、出射側グレーティング２ｂから出射されるレーザ光を受光素子８で受光すると、出射されるレーザ光の強度は、結合された磁性微粒子９の影響によって時間の経過に伴って低下する。その後、磁場印加部１０により上部磁場を印加すると、状態Ｂや状態Ｃとなっている磁性微粒子９がエバネッセント光領域外に移動する（図４（ｄ））ので、受光強度が所定の値まで回復する。この時の受光強度を図４（ａ）の状態、すなわち混合分散液導入直後における受光強度と比較し、例えば低下率として数値化することができる。
【００６５】
また、検体溶液などを光導波路型センサチップ１００に導入した後であって磁場の印加前に、光導波路型センサチップ１００から出射される光の光強度（第１の光強度の一例に相当する）を測定する。また、磁場の印加後に、光導波路型センサチップ１００から出射される光の光強度（第２の光強度の一例に相当する）を測定する。そして、これらの光強度の差分に基づいてＨｂＡ１ｃ（１４）を定量することができる。
【００６６】
受光素子８で受光したレーザ光の強度の低下率は、センシングエリア１０１に対して主に抗原抗体反応等によって結合した磁性微粒子９の量に依存する。つまり、該低下率は、抗原抗体反応に関与する検体溶液中の抗原濃度に比例する。したがって、抗原濃度が既知の検体溶液において時間の経過に伴うレーザ光の強度の変動曲線を求め、この変動曲線の上部磁場の印加後の所定の時間でのレーザ光の強度の低下率を求め、抗原濃度とレーザ光の強度の低下率との関係を示す検量線を予め作成する。次に、抗原濃度が未知の検体溶液において前記方法で測定した時間とレーザ光の強度の変動曲線から所定の時間でのレーザ光の強度の低下率を求め、このレーザ光の強度の低下率を前記検量線と照合させることにより、検体溶液中の抗原濃度を測定できる。
【００６７】
次に、実験により第１実施形態の測定を実施したより具体的な例を説明する。以下の具体的数値や材料は一例であり、これらの数値や材料に限定されるものではない。
【００６８】
実験においては、ガラス等の透光性を有する基板１に、屈折率が２．２〜２．４である酸化チタン膜をスパッタリング法により５０ｎｍの厚さに成膜し、リソグラフィー法とドライエッチング法によりグレーティング２ａ、２ｂを形成した。グレーティング２ａ、２ｂが形成された基板１に、膜厚が約１０μｍの紫外線硬化性アクリル樹脂膜をスピンコート法と紫外線照射により形成し、光導波路３とした。硬化後の屈折率は１．５８である。
【００６９】
低屈折率樹脂膜である保護膜４は、光導波路３の表面に、グレーティング２ａ、２ｂの上方に相当する領域を含み、センシングエリア１０１である抗体固定化領域を囲むように、スクリーン印刷法を用いて形成した。保護膜４の乾燥後の屈折率は１．３４である。検体溶液等を保持するための液溜を形成するため、樹脂製の枠５を両面テープで固定化した。グレーティングの間の保護膜を形成しない領域の表面に、ＨｂＡ１ｃ（１４）に対する第１物質６を共有結合法によって固定化した。
【００７０】
第１実施形態では、磁性微粒子９は、シェル９ｄに磁性ナノ微粒子９ａを高密度に含むコア−シェル型とした。磁性微粒子９の平均粒径は、１．１μｍとした。この様な磁性微粒子９を含む分散液を別途調製した。
【００７１】
次いで、入射側のグレーティング２ａから、発光ダイオード７による中心波長６３５ｎｍの光を入射し、出射側のグレーティング２ｂから出射された光の光強度をフォトダイオード８で測定しつつ、検体溶液と、磁性微粒子９の分散液とを混合後、センシングエリア１０１（枠５の内部）に導入した。その後、前述した測定手順に従って測定を実施した。
【００７２】
なお、第１実施形態では、フェライト磁石を光導波路型センサチップ１００の上方に配置し、フェライト磁石と光導波路型センサチップ１００との間にスペーサを設け、スペーサの厚みを変えることによって磁場強度を変化させた。
【００７３】
この段階におけるフォトダイオード検出信号強度を混合溶液導入直後の強度（初期強度）と比較し、その差分を計測する。この差分に示される信号強度の減衰量がＨｂＡ１ｃ（１４）を介して光導波路３の表面に結合した磁性微粒子９の数に対応する。従って、測定対象であるＨｂＡ１ｃ（１４）の濃度を算出することができる。
【００７４】
このように、ＨｂＡ１ｃと特異的に反応する第１物質６を固定化した光導波路３と、第２物質１３が固定された磁性微粒子９を用い、非特異吸着した磁性微粒子９のノイズ粒子を磁場印加により除去する方法で、Ｂｉｎｄｉｎｇ−Ｆｒｅｅ分離（Ｂ／Ｆ分離）が不要でありながら、極低濃度のＨｂＡ１ｃを高感度に測定できるようになる。
【００７５】
ところで、測定対象物質に対する抗体を用いたり、測定対象物質が抗体である場合にはその抗体に対する抗原あるいは抗体を用いたりして測定対象物質の濃度を測定する方法として、各種のイムノアッセイ法がある。
【００７６】
例えば、酵素免疫測定法（ＥＩＡまたはＥＬＩＳＡ）においては、測定対象とする検体中の測定対象物質に対応する一次抗体をウエル状の基材表面に固定化し、そのウエル内に所定量の検体溶液を加えて一次反応を行う。その後、色素の発色反応を触媒する酵素が標識された二次抗体の用液を加えて二次反応を行い、余剰の二次抗体を洗浄によって除去したうえで、発色試薬を加えて吸光度を測定している。しかし、これらの手順は複雑である。
【００７７】
また、より高感度なイムノアッセイ法として、二次反応に化学発光反応を触媒する酵素で標識された二次抗体を用いて、化学発光による発光量を検出する方法、すなわちＣＬＥＩＡ法がある。さらに、検体液を滴下するだけで測定対象物質の有無を判定することが可能なイムノクロマト法がある。
【００７８】
しかし、これらのイムノアッセイ法では、被検物質と結合していない二次抗体がバックグラウンドやノイズ成分になる。このため、イムノアッセイ法では、共通して余剰の二次抗体を洗浄によって充分に除去する工程（Ｂｉｎｄｉｎｇ−Ｆｒｅｅ分離（Ｂ／Ｆ分離）工程）が必要になる。その結果、作業時間が長くなってしまう。また、これらの工程を自動化すると、装置の高コスト化、大型化をもたらす。一方、簡便なイムノクロマト法では、一般的に定量性が低く、特に低濃度領域での判定が測定者によってばらつくことや、測定結果をデジタル数値として管理することができない等の問題がある。
【００７９】
この問題を解決するため、光導波路のエバネッセント波によって表面に結合した微粒子を検出する方法が着手されている。この方法では、Ｂ／Ｆ分離工程を必要としない。しかし、従前の方法では、抗原抗体反応等によって微粒子が光導波路表面に結合する過程で、微粒子の沈降やブラウン運動による拡散によって、いわば成行きに任せて結合を進めているのが実情である。
【００８０】
このため、所定の測定時間内に微粒子の表面への結合に寄与する抗原は、システム内の全抗原のうち、ごく一部と推定される。加えて、検体の液性が変動するとそれによって拡散速度や分散状態等が変動し、また、それによって測定誤差が生ずる。さらに、微粒子が非特異的に光導波路表面に物理吸着する現象を完全に抑制することは困難であり、これがノイズ成分となり得る。
【００８１】
また、エバネッセント波を利用する別の方法では、測定対象物質と、測定対象物質と特異的に結合する反応部と局在化誘導部とを併せ持つ第１反応体と、測定対象物質と特異的に結合する反応部と光作用成分とを併せ持つ第２反応体と、を反応させる。そして、この反応で得られる第１反応体−測定対象物質−第２反応体結合物を局在化手段によって近接場光領域に局在化させ、その前後で得られるシグナルの差異によって測定対象物質を定量する。
【００８２】
しかし、第１反応体が磁性体微粒子の場合には、抗原や第２反応体と結合していないフリーの第１反応体も同時に近接場光領域に局在化する。また、フリーの第２反応体は検出工程の全てにわたって近接場光領域に存在する。これらのフリーの各反応体の近接場光領域における分布が生体試料の液性等によって変動すると、この変動がノイズ成分となり得る。それに加え、各反応体および結合物が近接場光を発生する検出手段の表面に非特異的に物理吸着することによるノイズ成分に対しては積極的な対策が施されていない。
【００８３】
また、ラム波モード音響デバイスを利用する免疫センサ法がある。このセンサ法では、検出のための標識物質であるラテックスなどを反応系に導入すると、それによって粘性が変化して位相差変化を引き起こしたり、センサ部に吸着せずに浮遊しているラテックスがノイズ原因になったりする。
【００８４】
これを解決するために、標識物質として磁性微小粒子を用いて、反応後に磁場をかけてセンサ部近傍に浮遊する標識物質を遠ざけて、音響デバイス周辺の環境を標識物質投入前と同じになるようにする。
【００８５】
しかしながら、液体と接触した音響デバイスにおいて、センサ表面の振動と連動する液体中の深さは、次式（３）から求められるように数μｍ〜数１０μｍであると考えられる。すなわち、センサ表面と水動力学的に連動する層の厚みｄは、  
ｄ＝（２η／ωρ）１／２  ・・・（３）
（η：液体の粘度、ω：角周波数、ρ：液体の密度）
で表される。ここで、周波数をＦとしたとき、ω＝２πＦである。Ｆを５ＭＨｚとすると、水の粘度がおよそ１ｃｐで、その密度が１ｇ／ｃｍ３（＝１０３ｋｇ／ｍ３）であるので、ｄはおよそ８μｍになる。
【００８６】
従って、反応後に磁場をかけて音響デバイス周辺の環境を標識物質投入前と同じになるようにするためには、センサ部近傍に浮遊する標識物質を約１０μｍ以上遠ざける必要がある。測定時間を短くするためには、より強い磁力を印加する必要があるが、強すぎると抗原抗体結合までも切り離されてしまうため、感度が低下してしまう。
【００８７】
これに対し、第１実施形態では、磁性微粒子９に対して沈降方向とは異なる方向に磁場を印加することで、抗原抗体反応などによらずにセンシングエリア１０１に吸着し、ノイズとなりうる磁性微粒子９を、センシングエリア１０１から引き剥がしている。これにより、抗原抗体反応などにより、例えば、ＨｂＡ１ｃ等の糖化ヘモグロビンを介してセンシングエリア１０１に結合した磁性微粒子９に起因する吸光度を測定することができるので、測定誤差を低減することができる。
【００８８】
また、磁場印加によりノイズとなりうる磁性微粒子９を除去することが可能なので、このような磁性微粒子９を洗浄により除去する作業が不要となる。
【００８９】
第１実施形態によれば、光導波路型センサチップ１００を用い、エバネッセント光などの近接場光によって測定するので、センシングエリア１０１から測定に影響を与えない範囲にまで磁性微粒子９を引き剥がす距離が短くてすむ。これにより、上部磁場の印加によりセンシングエリア１０１から磁性微粒子９を引き剥がすための所要時間が短くてすむ。あるいは、より弱い磁場により、センシングエリア１０１から測定に影響を与えない範囲にまで磁性微粒子９を引き剥がすことが可能となる。
【００９０】
また、第１実施形態によれば、磁場強度を制御することが可能なので、測定に寄与すべき磁性微粒子９をセンシングエリア１０１から引き剥がすことなく、測定のノイズとなりうる磁性微粒子９をセンシングエリア１０１から測定に影響を与えない距離にまで引き剥がすことができる。これにより、Ｓ／Ｎ比を改善することが可能となる。
【００９１】
また、第１実施形態によれば、制御部２０により動的に磁場強度を制御することで、測定精度を高く保つことができる。
【００９２】
また、磁性微粒子９として、磁場の印加を停止すると速やかに磁化を失う超常磁性を有するものを用いるようにすれば、磁場の印加を停止した際に磁性微粒子９が容易に再分散する。そのため、検体溶液中に糖化ヘモグロビンが存在しない場合においても磁性微粒子９の凝集体が生成されることが抑制されるので、測定誤差の発生を抑制することができる。
【００９３】
さらに、磁性微粒子９として、シェル９ｄに磁性ナノ微粒子９ａを含むコア−シェル型を用いることで、エバネッセント光の散乱強度を高くすることができる。その結果、高感度な検出を行うことができる。
【００９４】
さらに、磁性微粒子９の表面に正または負の電荷を持たせたり、界面活性剤などの分散剤を添加したりすることにより、磁場の印加を停止した際に磁性微粒子９が再分散され易くし、測定誤差を低減させることも可能である。
【００９５】
また、第１実施形態によれば、自然沈降した磁性微粒子９を、沈降方向とは異なる方向において磁場を印加することにより引き戻すことができる。磁性微粒子９の自然沈降と磁場印加部１０による上方向への引き戻しを繰り返すことで、検体溶液と磁性微粒子９とが攪拌されるため、検体溶液に含まれる糖化ヘモグロビン（例えば、抗原）と磁性微粒子９との抗原抗体反応が促進され、より短時間で高い検出感度を得ることができる。そのため、糖化ヘモグロビンが低濃度である場合に、検出感度を高めることができる。
【００９６】
このときさらに、磁性微粒子９の表面に正または負の電荷を持たせたり、界面活性剤などの分散剤を添加したりすることにより、磁場の印加を停止した際に磁性微粒子９が再分散され易くし、攪拌を促進し、検出感度を向上させることができる。
【００９７】
また、第１実施形態によれば、光導波路型センサチップ１００を用い、エバネッセント光などの近接場光によって糖化ヘモグロビンの量や濃度などを測定する。この場合、０．０５μｍ以上、２００μｍ以下、好ましくは０．２μｍ以上、２０μｍ以下の粒径の磁性微粒子９を用いるようにすれば、光の散乱効率を高めることができるので、糖化ヘモグロビンの検出感度を向上させることができる。
【００９８】
（第２実施形態）  
図５は、第２実施形態に係る光導波路型測定システムの断面模式図である。
【００９９】
第２実施形態に係る光導波路型測定システム３１は、第１実施形態の光導波路型測定システム３０に、磁場印加部１１（第２磁場印加部）をさらに加えたものである。磁場印加部１１は、光導波路３の下方に設けられている。これ以外の構成は、第１実施形態と同様である。
【０１００】
磁場印加部１１は、光導波路型センサチップ１００に対して、磁性微粒子９からみて光導波路３の方向において磁場を印加する。磁場印加部１１は、複数の磁性微粒子９の少なくとも１つを光導波路３に近づける方向に移動させる磁場を印加することができる。
【０１０１】
磁場印加部１１は、磁性微粒子９からみて光導波路３が存在する方向に設けられる。第２実施形態においては、磁場印加部１１は、センサチップ１００の下方に設けられる。
【０１０２】
磁場印加部１１は、磁場印加部１０と同様に、磁石あるいは電磁石を有する。磁場強度を動的に調整するため、電磁石を用いて電流で調整する方法が望ましいが、フェライト磁石などを用いて、磁石そのものの強さや光導波路センサチップ１００と磁石との相対的な位置を変化させて磁場強度を調整してもよい。例えば、フェライト磁石を光導波路センサチップ１００の下方に配置し、磁石と光導波路センサチップ１００との間にスペーサを介してその厚さを変えることによって磁場強度を調整することができる。電磁石を用いる場合には、コイルを磁性微粒子からみて光導波路３の方向に配置し、そのコイルに電流を印加すればよく、電流値を変えることによって磁場強度を調整することができる。
【０１０３】
ここで、第２実施形態の光導波路型測定システム３１は、制御部２０を備える。制御部２０は、磁場印加部１０および磁場印加部１１の少なくともいずれかよりセンシングエリア１０１に印加する磁場の強度を制御する。この場合、例えば、図５に示すように、磁場印加部１０および磁場印加部１１に対して共通の制御部２０と、切り替えスイッチ２０ｓとを設けるようにすることができる。また、磁場印加部１０および磁場印加部１１に対してそれぞれ独立の制御部を設けるようにすることもできる。また、磁場印加部１０および磁場印加部１１に対して同時に磁場強度の制御を行う制御部を設けるようにすることもできる。また、制御部２０は、磁場強度を随時制御することで、動的に適切な磁場強度となるようにしてもよい。
【０１０４】
また、制御部２０は、磁場印加部１０と磁場印加部１１のそれぞれにおいて磁場を印加するタイミングを制御しても良い。これにより、磁場印加部１０と磁場印加部１１が所定の条件（例えば、所定の時刻あるいは所定の磁場を印加し続ける時間など）に従って、交互に磁場を印加することができる。
【０１０５】
図６は、第２実施形態に係る検体溶液中の糖化ヘモグロビンを測定する方法を示す工程図である。  
図６（ａ）〜（ｃ）では、センシングエリア１０１における状態が例示されている。図６（ａ）、（ｃ）は、図４（ａ）、（ｄ）に表される状態と同様なので説明を省略する。
【０１０６】
また、受光素子８における検出信号強度比の差分を計測することで、検体溶液中の抗原濃度を測定することも第１実施形態の場合と同様のため説明を省略する。
【０１０７】
図６（ｂ）の状態について説明する。  
図６（ｂ）において、磁場印加部１１により磁性微粒子９からみて沈降方向（光導波路３の方向、例えば、図６における下方）において下部磁場印加を行う。これにより、磁性微粒子９がセンシングエリア１０１に引き寄せられる。この際、センシングエリア１０１に固定化された第１物質６（例えば、一次抗体）と、磁性微粒子９に固定化された第２物質１３（例えば、二次抗体）とがＨｂＡ１ｃ（１４）を介して抗原抗体反応により結合する。これにより、磁性微粒子９がセンシングエリア１０１に結合される。
【０１０８】
第２実施形態においては、図６（ｂ）に示す下方向への磁場印加と、図６（ｃ）に示す上方向への磁場印加を交互に繰り返しても良い。
【０１０９】
図６（ｂ）に示す下方向への磁場印加により磁性微粒子９を光導波路３に引き寄せた際には、検体溶液中にはＨｂＡ１ｃ（１４）が第１物質６および第２物質１３のいずれとも結合しない状態、あるいは磁性微粒子９の表面に固定化された第２物質１３と結合しているがセンシングエリア１０１に固定化された第１物質６とは結合していない状態で残存している。また、センシングエリア１０１には非特異的に吸着した磁性微粒子９が存在する。
【０１１０】
そこで、図６（ｃ）において、抗原抗体反応等によって結合した磁性微粒子９が剥がれない強度の磁場を印加し、抗原抗体反応等によって結合していない磁性微粒子９を光導波路３とは異なる方向に移動させる。
【０１１１】
その後、再び、図６（ｂ）に示すように、光導波路３の方向に磁場を印加して抗原抗体反応等によって結合していない磁性微粒子９を引き寄せる。すると、ＨｂＡ１ｃ（１４）や、磁性微粒子９の表面に固定化された第２物質１３に結合したＨｂＡ１ｃ（１４）がセンシングエリア１０１に固定化された第１物質６に新たに結合する。
【０１１２】
これを繰返すことで、抗原抗体反応などによりセンシングエリア１０１に結合していない磁性微粒子９の数を減らし、抗原抗体反応などによりセンシングエリア１０１に結合する磁性微粒子９の数が増大する。その結果、Ｓ／Ｎ比がさらに向上する。
【０１１３】
第２実施形態においても、第１の実施形態と同様の効果を得る。さらに、第２実施形態では、初期沈降時に下部磁場印加と上部磁場印加を繰り返すことによって、磁性微粒子９への結合速度、反応効率、および再現性がより向上する。
【０１１４】
例えば、第２実施形態によれば、磁場印加部１１により、磁性微粒子９に対して磁場を印加することで、磁性微粒子９をセンシングエリア１０１に引き寄せることができる。これにより、磁性微粒子９がセンシングエリア１０１により結合し易くなるので、ＨｂＡ１ｃ（１４）の検出感度がさらに向上する。
【０１１５】
また、磁性微粒子９と検体溶液とを反応空間１０２に導入後、速やかにセンシングエリア１０１の方向に磁性微粒子９を引き寄せることによって、磁性微粒子９の自然沈降を待つ時間を短縮することができるので、短時間で測定をすることができる。また、磁性微粒子９同士の反応や凝集が進む前に磁性微粒子９とセンシングエリア１０１との結合を促進することができる。これにより、磁性微粒子９とセンシングエリア１０１との結合に対するＨｂＡ１ｃ（１４）の利用率をより高めることができるので、より高い検出感度が得られる。
【０１１６】
さらに、磁場印加部１０および磁場印加部１１の双方、あるいはいずれか片方により磁性微粒子９を移動させることで、検体溶液と磁性微粒子９を攪拌することができる。これにより、検体溶液に含まれるＨｂＡ１ｃ（１４）と磁性微粒子９との抗原抗体反応などが促進され、より短時間で高い検出感度の測定を行うことができる。また、磁場印加部１０による上部磁場印加と、磁場印加部１１による下部磁場印加を繰り返し磁性微粒子９を往復運動させることで、より攪拌することができる。
【０１１７】
これによって磁性微粒子９がＨｂＡ１ｃ（１４）を介してセンシングエリア１０１に結合する機会が増加するので、より短時間でＨｂＡ１ｃ（１４）を検出することができる。また、磁性微粒子９がセンシングエリア１０１に結合する確率を向上させ、ＨｂＡ１ｃ（１４）の検出感度および測定精度を向上させることが可能となる。例えば、ＨｂＡ１ｃ（１４）が低濃度である場合に有効である。
【０１１８】
第２実施形態においては、磁場を用いて磁性微粒子９を攪拌するので、人手による攪拌操作やポンプなどを有する攪拌機構が不要となり、操作が簡便で小型の測定システムを実現することができる。例えば、制御部２０による磁場印加を自動化すれば、測定者が検体溶液をセンサチップ１００に導入するという１操作のみで測定を行うことができる。
【０１１９】
さらに、磁性微粒子９として、磁場の印加を停止すると速やかに磁化を失う超常磁性を有するものを用いるようにすれば、磁場を印加した際に磁性微粒子９同士が磁化により凝集しても、磁場の印加を停止することで磁性微粒子９を再分散させることができる。仮に磁場の印加時に磁性微粒子９同士が凝集しても、センシングエリア１０１近傍に磁性微粒子９同士の凝集物が到達する前に磁場の印加を停止することにより、磁性微粒子９同士の凝集物を再分散させることができる。そのため、磁性微粒子９は分散状態でセンシングエリア１０１に到達することができる。従って、磁性微粒子９同士の凝集による測定ノイズの増大を防ぐことが可能となる。
【０１２０】
また、磁場の印加を停止した際の再分散性をさらに向上させるため、磁性微粒子９の表面に正または負の電荷を持たせてもよい。あるいは、磁性微粒子９の表面に分散媒として界面活性剤などの分散剤を添加してもよい。
【０１２１】
また、第２実施形態によれば、制御部２０により磁場印加部１０と磁場印加部１１の磁場強度を適切に制御することで、ＨｂＡ１ｃ（１４）の検出感度および測定精度が向上する。
【０１２２】
（第３実施形態）  
第１および第２実施形態では、磁性微粒子からみて自然沈降方向に光導波路が配置された場合を説明したが、第３実施形態では、磁性微粒子からみて自然沈降方向とは反対方向に光導波路が存在する構成の場合を説明する。
【０１２３】
図７は第３実施形態に係る光導波路型測定システムの断面模式図である。  
第３実施形態に係る光導波路型測定システム３２は、第２実施形態の光導波路型測定システム３１における枠５に替えて、液体が落下しない囲い状の形状を有するキャップ１５を用い、第２実施形態の光導波路型測定システム３１の全体を上下に反転させている。すなわち、第３実施形態においては、磁場印加部１０が光導波路型センサチップ１００の下方、磁場印加部１１が光導波路型センサチップ１００の上方に配置される。そのため、第３実施形態においては、磁場印加部１０が下部磁場を印加し、磁場印加部１１が上部磁場を印加することになる。磁場印加部１０は必ずしも必要ではない。それ以外の構成は、第２実施形態と同様である。
【０１２４】
光導波路型測定システム３２は、検体溶液と磁性微粒子９との混合分散液を保持するために、枠５の替わりに断面が例えば凹形状であるようなキャップ１５を備える。キャップ１５とセンシングエリア１０１とによって、液導入用の開口部や空気抜き穴（いずれも図示せず）を除いて半閉鎖空間となる反応空間１０２を形成している。
【０１２５】
ここで、第３実施形態の光導波路型測定システム３２は、制御部２０を備える。制御部２０は、磁場印加部１０および磁場印加部１１の少なくともいずれかによりセンシングエリア１０１に印加される磁場の強度を制御する。この場合、磁場印加部１０および磁場印加部１１に対してそれぞれ独立の制御部を設けてもよい。また、磁場印加部１０および磁場印加部１１に対して共通の制御部と、図示しない切り替えスイッチとを設けるようにすることもできる。また、磁場印加部１０および磁場印加部１１に対して同時に磁場強度の制御を行う制御部を設けるようにすることもできる。また、磁場強度を随時制御することで、動的に適切な磁場強度となるように制御してもよい。
【０１２６】
また、制御部２０は、磁場印加部１０と磁場印加部１１のそれぞれにおける磁場を印加するタイミングを制御しても良い。これにより、磁場印加部１０と磁場印加部１１とが所定の条件（例えば、所定の時刻あるいは所定の磁場を印加し続ける時間など）に従って、交互に磁場を分散媒体２５に印加することができる。
【０１２７】
図８は、第３実施形態に係る検体溶液中の糖化ヘモグロビンを測定する方法を示す工程図である。  
図８（ａ）〜（ｃ）では、反応空間１０２における状態が例示されている。
【０１２８】
受光素子８における検出信号強度比の差分を計測することで、検体溶液中のＨｂＡ１ｃ（１４）の量や濃度（例えば、抗原濃度など）を求めることは、第１実施形態の場合と同様のためその説明は省略する。
【０１２９】
まず、図８（ａ）に示すように、枠５とセンシングエリア１０１とで形成された反応空間１０２内に、検体溶液と磁性微粒子９との混合分散液を満たした状態を形成する。そのための方法は第１実施形態で説明した方法と同様である。また、検体溶液などの導入は液導入用の開口部（図示せず）を通じた流入による方法が望ましい。ここで、検体溶液中には、自重で沈降する夾雑物質１７が含まれている場合がある。夾雑物質１７としては、例えば血液における血球成分などが挙げられる。このような夾雑物質１７がセンシングエリア１０１近傍に存在すると、それ自体が散乱体となって測定ノイズの要因となったり、磁性微粒子９がセンシングエリア１０１に結合する反応が妨げられたりすることによって、測定精度が低下するおそれがある。
【０１３０】
次に、図８（ｂ）に示すように、磁場印加部１１により磁性微粒子９からみてセンシングエリア１０１の方向に磁場を印加する。これにより、磁性微粒子９がセンシングエリア１０１に引き寄せられる。この際、センシングエリア１０１に固定化された第１物質６（例えば、一次抗体）と、磁性微粒子９の表面に固定化された第２物質１３（例えば、二次抗体）とがＨｂＡ１ｃ（１４）を介して抗原抗体反応により結合する。これにより、磁性微粒子９がセンシングエリア１０１に結合される。これと同時に、沈降性の夾雑物質１７は、自重によって図８（ｂ）の下方向（センシングエリア１０１とは反対方向）に移動する。
【０１３１】
次いで、図８（ｃ）に示すように、磁場印加部１０により図８（ｃ）に示す下方向への磁場を印加する。すると、抗原抗体反応によらずＨｂＡ１ｃ（１４）を介さずにセンシングエリア１０１に吸着していた磁性微粒子９が沈降方向に移動し、センシングエリア１０１から除去される。ここで、磁場印加部１０を持たない測定システムを用いて、単に図８（ｂ）に示す上方向における磁場の印加を停止するだけでも、抗原抗体反応などによらずＨｂＡ１ｃ（１４）を介さずにセンシングエリア１０１に吸着した磁性微粒子９を自重によって下方向へ移動させることができる。
【０１３２】
しかしながら、この方法では、磁性微粒子９のセンシングエリア１０１への吸着力が自重に相当する下方向への力に勝る場合には、センシングエリア１０１に吸着している磁性微粒子９を除去することが困難となる。なお、図８（ｃ）に示す工程においても、沈降性の夾雑物質１７は、自重によって図８（ｃ）の下方向（光導波路３とは反対方向）に移動を続ける。
【０１３３】
第３実施形態においても、図８（ｂ）に示す上方向における磁場印加と、図８（ｃ）に示す下方向における磁場印加または磁性微粒子９の自重による沈降と、を交互に繰り返してもよい。
【０１３４】
第３実施形態においても、第１および第２の実施形態と同様の効果を得ることができる。さらに、第３実施形態によれば、磁性微粒子９からみて上方にセンシングエリア１０１が位置し、磁場印加部１１により、磁性微粒子９に対して磁場を印加している。そのため、磁性微粒子９をセンシングエリア１０１に引き寄せると同時に、沈降性の夾雑物質１７を下方向へ沈降させることができる。これにより、夾雑物質１７をセンシングエリア１０１近傍のエバネッセント光領域外に自然に移動させることができる。その結果、夾雑物質１７を予め濾過等によって除去することなく、測定精度をより高めることができる。
【０１３５】
（第４実施形態）  
図９は、第４実施形態に係る光導波路型測定システムの模式図であり、図９（ａ）は平面模式図、図９（ｂ）は図９（ａ）のＡ−Ｂ線に沿った位置での断面模式図である。
【０１３６】
図９（ａ）でのＣ−Ｄ線に沿った位置での断面での断面は、上述した光導波路型測定システム３０の断面に対応している。また、図９（ａ）では、上述した制御部２０、磁場印加部１０、光源７、および受光素子８が表示されていない。図９（ａ）では、光導波路型センサチップの平面が表されている。
【０１３７】
第４実施形態に係る光導波路型測定システム３００においては、上述した光導波路型測定システム３０と、光導波路型測定システム３０とは別の光導波路型測定システム３５と、が平設されている。光導波路型測定システム３５においては、総ヘモグロビンの濃度を測定することができる。すなわち、光導波路型測定システム３００においては、１ラインにヘモグロビン抗体、もう１つのラインにはＨｂＡ１ｃ抗体を配設することにより、１回の測定で総ヘモグロビンに対するＨｂＡ１ｃの割合を算出することができる。これは、ＨｂＡ１ｃの濃度を総ヘモグロビン量に対する濃度（％）で表すことが必要なため、２つのチップのうち１個をヘモグロビン濃度の測定用とし、もう１個をＨｂＡ１ｃ濃度の測定用としている。
【０１３８】
第４実施形態に係る光導波路型測定システム３５は、光導波路３（第４実施形態では、第２光導波路）と、光導波路３上に固定化され、ヘモグロビンと特異的に結合することが可能な第３物質６０と、第４物質１３０と、複数の磁性微粒子９（第４実施形態では、第２磁性微粒子）と、液体（水、有機溶剤）等の分散媒体２５（第４実施形態では、第２分散媒体）と、を備える。複数の磁性微粒子９のそれぞれには、第４物質１３０が固定化されている。第４物質１３０は、第３物質６０がヘモグロビンと特異的に結合することが可能な箇所とは別の箇所でヘモグロビンと特異的に結合することができる。分散媒体２５には、複数の磁性微粒子９が分散され、分散媒体２５は、第３物質６０に接している。
【０１３９】
また、光導波路型測定システム３０は、光導波路３の上方に設けられ、複数の磁性微粒子９の少なくとも１つを磁力によって分散媒体２５中で移動させることが可能な磁場印加部１０（第４実施形態では、第２磁場印加部）と、光導波路３に光を入射させることが可能な光源７（第４実施形態では、第２光源）と、光導波路３から出射される光を受光することが可能な受光素子８（第４実施形態では、第２受光素子）と、を備える。
【０１４０】
このほか、光導波路型測定システム３５は、光導波路３を支持する基板１と、光導波路３内に設けられたグレーティング２ａ、２ｂ（入射側グレーティング２ａおよび出射側グレーティング２ｂ）と、光導波路３の表面を保護する保護膜４と、光導波路３上に設けられた枠５と、を備える。グレーティング２ａ、２ｂは、基板１よりも高い屈折率を有する材料で形成される。平面を有する光導波路３は、グレーティング２ａ、２ｂを含む基板１主面に形成されている。保護膜４は、光導波路３上に被覆されている。保護膜４は、例えば、低屈折率を有する樹脂膜である。保護膜４には、グレーティング２ａ、２ｂ間に位置する光導波路３の表面の一部が露出する開口部が設けられている。開口部は、例えば、矩形状とすることができ、この開口部に露出する光導波路３の表面がセンシングエリア２０１となる。光導波路３と枠５とによって囲まれた空間に分散媒体２５が充填されている。分散媒体２５が充填された部分を反応空間２０２と称してもよい。
【０１４１】
また、センシングエリア２０１では、第３物質６０が光導波路３上に固定化されている。センシングエリア２０１は、保護膜４から表出されている。枠５は、センシングエリア２０１を囲むように保護膜４上に形成されている。また、光導波路型測定システム３５のうち、光導波路３と、第３物質６０と、第４物質１３０が固定化された複数の磁性微粒子９と、を含む構成を光導波路型センサチップ２００とする。光導波路型センサチップ１００と光導波路型センサチップ２００とをあわせた光導波路型センサチップは、持ち運びが自由である。さらに、光導波路型測定システム３５においては、光源７、受光素子８、および磁場印加部１０のそれぞれが制御部２０によって制御されている。
【０１４２】
また、検出面であるセンシングエリア２０１において、第３物質６０の固定化は、例えば、センシングエリア２０１における光導波路３の表面との疎水性相互作用もしくは共有結合により行う。例えば、第３物質６０は、センシングエリア２０１に、シランカップリング剤による疎水化処理により固定化されている。あるいは、センシングエリア２０１に官能基を形成し、適当なリンカー分子を作用させて化学結合によって固定化してもよい。第３物質６０としては、例えば、検体溶液中のヘモグロビンが抗原の場合、その抗体（一次抗体）を用いることができる。
【０１４３】
また、検体溶液中のヘモグロビンと特異的に反応する第４物質１３０は、磁性微粒子９の表面に、例えば、物理吸着、あるいはカルボキシル基やアミノ基等を介した化学結合により固定化されている。第４物質１３０が固定化された磁性微粒子９は、第３物質６０が固定化されたセンシングエリア２０１に分散、保持されている。磁性微粒子９の分散、保持は、例えば、磁性微粒子９および水溶性物質を含むスラリをセンシングエリア２０１、または、センシングエリア２０１に対向する面等（図示せず）に塗布、乾燥することにより形成される。あるいは、磁性微粒子９は液体に分散させて反応空間２０２とは別の空間あるいは容器等（図示せず）に保持してもよい。
【０１４４】
第３物質６０および第４物質１３０としては、総ヘモグロビンが共通してαサブユニットを有することから、第３物質６０および第４物質１３０のそれぞれがヘモグロビンのαサブユニットが抗原となるモノクローナル抗体であることが望ましい。例えば、第３物質６０としては、ヘモグロビンのαサブユニットが抗原となるモノクローナル抗体である。例えば、第４物質１３０としては、第３物質６０が特異的に反応するヘモグロビンのαサブユニット以外のαサブユニットが抗原となるモノクローナル抗体である。すなわち第３物質６０と第４物質１３０は、それぞれ異なるヘモグロビンのαサブユニットが抗原となる。
【０１４５】
なお、光導波路型測定システム３５においては、磁場印加部１０のほかに、上述した磁場印加部１１を備えてもよい。さらに、光導波路型測定システム３５においては、図７のごとく上下を反転させたシステムでもよい。また、光導波路型測定システム３０に代えて、光導波路型測定システム３１、３２のいずれかを用いてもよい。
【０１４６】
このような光導波路型測定システム３００によれば、第１〜３実施形態と同様の効果が得られるほか、１回の測定で総ヘモグロビンに対するＨｂＡ１ｃの割合を迅速に算出することができる。
【０１４７】
以上、具体例を参照しつつ実施形態について説明した。しかし、実施形態はこれらの具体例に限定されるものではない。すなわち、これら具体例に、当業者が適宜設計変更を加えたものも、実施形態の特徴を備えている限り、実施形態の範囲に包含される。前述した各具体例が備える各要素およびその配置、材料、条件、形状、サイズなどは、例示したものに限定されるわけではなく適宜変更することができる。
【０１４８】
また、前述した各実施形態が備える各要素は、技術的に可能な限りにおいて複合させることができ、これらを組み合わせたものも実施形態の特徴を含む限り実施形態の範囲に包含される。その他、実施形態の思想の範疇において、当業者であれば、各種の変更例および修正例に想到し得るものであり、それら変更例および修正例についても実施形態の範囲に属するものと了解される。
【０１４９】
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。
【符号の説明】
【０１５０】
１ 基板、  ２ａ、２ｂ グレーティング、  ３ 光導波路、  ４ 保護膜、  ５ 枠、  ６ 第１物質、  ７ 光源（発光ダイオード）、  ８ 受光素子（フォトダイオード）、  ９ 磁性微粒子、  ９ａ 磁性ナノ微粒子、  ９ｂ 高分子材料、  ９ｃ コア、  ９ｄ シェル、  １０ 磁場印加部、  １３ 第２物質、  １４ ＨｂＡ１ｃ、  １５ キャップ、  １７ 夾雑物質、  ２０ 制御部、  ２５、２６ 分散媒体、  ３０、３１、３２、３５、３００ 光導波路型測定システム、  ６０ 第３物質、  １００、２００ 光導波路型センサチップ、  １０１、２０１ センシングエリア、  １０２、２０２ 反応空間、  １３０ 第４物質
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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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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