CN1576844A - 免疫浊度测定法及测定装置 - Google Patents

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Abstract

本发明提供不需要稀释等操作，可扩大浓度测定范围的免疫浊度测定法。该方法观察浊度变化的过渡现象，测出浊度的极大值或极小值，然后从表示这些极大值或极小值的时间、浊度及极大值和/或极小值来判定被测液的浓度。

Description

免疫浊度测定法及测定装置
技术领域
本发明涉及测定被测液中溶解的抗原、特别是尿中白蛋白浓度的免疫浊度测定法及其测定装置。
背景技术
以往的抗原测定方法有在被测液所含的抗原中混合特异结合的抗体，通过抗原抗体反应使其生成抗原抗体复合物，致使上述被测液混浊，然后从其浊度求出抗原浓度的方法。此种方法的浊度可采用光照射上述被测液，然后通过测定溶液中产生的散射光或透过溶液的透射光来获得。但浊度变大的话，散射光强度也变大，而透射光强度却变小。
如图17所示，这种测定方法中，与抗原的摩尔浓度相比，抗体的摩尔浓度在很大的范围内几乎是相等的，即可从抗体过剩区域A～B到当量区C进行测定。在图17的A～B区内，浊度随抗原浓度的增加而增加，而在C区内，浊度对应于抗原浓度的变化量小。同时，在抗原过剩区D，浊度随着抗原浓度的增加而降低(前区现象)。因此，要测定抗原浓度，须在图17的A～B区域内作检测线，根据检测线，从浊度测定值算出抗原浓度。
如上所述，因为抗原浓度要从抗体过剩区A～B到当量区C进行测定，所以以往测定需要加大抗体浓度。这样有时低浓度区内的灵敏度就被牺牲了。另外，实际上为了确认抗原浓度不在抗原过剩区D区，即为了确认不是图17中的D区时，就要进行稀释被测液或者追加添加抗体的操作。被测液中的抗原浓度处在D区内时，从浊度测定值可计算出两个浓度值。为此有必要确认抗原浓度不处在D区内(如专利文献1及2)。
专利文献1    特开2004-045 384号公报
专利文献2    国际公开第02/052265号单行本
发明内容
本发明的目的就是要解决免疫浊度测定法中的上述问题，在不牺牲低浓度区的灵敏度的情况下，扩大被测液的可测浓度范围。同时提供不需要为确认抗原浓度不处在抗原过剩区，即不处在图17中的D区而进行的稀释被测液或追加添加抗体的操作的免疫浊度测定法。
本发明所涉及的免疫浊度测定法，首先在含有待分析物抗原的被测液中混合含有可与上述待分析物产生特异结合反应的抗体的试剂，来获得混合液。这时因特异结合反应而生成抗原抗体复合物，由于此导致上述被测液的浊度提高。
然后，对所得上述混合液的浊度进行离散地多次或连续测定，找出所得浊度测定值与混合后经过时间之间的关系。再根据上述关系测定出上述测定值的极大值或极小值Speak，求出显示上述Speak的经过时间Tpeak。
通过上述步骤分析上述浊度的变化，并根据该变化确认上述被检测液中是否发生前区现象，根据前区现象的有无就能够决定上述待分析物的浓度。
优选的是在上述步骤(2)用散射光测定上述浊度，在上述步骤(4)检测出极大值。
另外，优选从上述Speak与上述Tpeak的关系判定上述待分析物浓度。
优选从上述混合后经过时间T的时刻的上述光学特性的测定值S(T)与上述经过时间Tpeak间的关系来决定上述待分析物的浓度。但这种情况下优选满足T＞Tpeak。
优选计算出上述混合后经过时间T的时刻的上述光学特性测定值S(T)的微分值dS(T)/dT，以上述微分值的极性反转时刻为上述Tpeak，以这一时刻的测定值S(T)为Speak，由此在测出Speak的同时，求出显示上述Speak的上述Tpeak。
优选当上述Tpeak低于或等于规定值T0时，判定上述被测液中上述待分析物的浓度高于或等于规定值C0。
优选上述待分析物是人血清白蛋白。
优选上述抗体是单克隆抗体，上述试剂中含两种或两种以上上述单克隆抗体，上述两种或两种以上单克隆抗体分别与人血清白蛋白的不同部位产生特异结合反应。
优选上述被测液是尿。
本发明还涉及实施上述免疫浊度测定法的免疫浊度测定装置。
本免疫浊度测定装置具备照射上述被测液的光源、盛装上述被测液并使上述光透过上述被测液的样品池、检测透过上述被测液的透射光的光学传感器1和/或检测上述光在上述被测液中传输时产生的散射光的光学传感器2、在上述样品池中混合上述被测液和含有上述抗体的试剂的混合器以及控制上述混合器、并解析上述光学传感器1和/或上述光学传感器2输出信号的计算机。
依据上述被测液和上述试剂混合后，上述光学传感器1和/或上述光学传感器2的输出信号测定上述被测液中的抗原浓度。
另外，本发明涉及的免疫浊度测定装置具备照射上述被测液的光源、盛装上述被测液并使上述光透过上述被测液的样品池、检测透过上述被测液的透射光的光学传感器1和/或检测上述光在被测液中传输时产生的散射光的光学传感器2、对上述光学传感器1和/或上述光学传感器2的输出信号进行微分的微分器1和/或微分器2、在上述样品池中混合上述被测液和含有上述抗体的试剂的混合器、控制上述混合器并解析上述光学传感器1、上述光学传感器2及上述微分器1和/或上述微分器的输出信号的计算机。
依据上述被测液与上述试剂混合后的上述光学传感器1和/或上述光学传感器2的输出信号、或者上述微分器1和/或微分器2的输出信号测定上述被测液中的抗原浓度。
发明的效果
依据本发明，不用稀释等操作就可以扩大被测液中的抗原浓度可测范围，其实用性好，提高了测定和检查的效率并节省人力。
附图的简单说明
图1  适用本发明的免疫浊度测定装置一实施方案的俯视简图。
图2  图1所示免疫浊度测定装置的侧视简图。
图3  实施方案1中光学传感器5的输出信号的经时变化图。
图4  实施方案1中光学传感器5的输出信号的经时变化图。
图5  实施方案1中光学传感器5的输出信号的经时变化图。
图6  实施方案1中光学传感器5的输出信号的经时变化图。
图7  实施方案1中光学传感器5的输出信号的经时变化图。
图8  实施方案1中光学传感器5的输出信号的经时变化图。
图9  实施方案1中光学传感器5的输出信号的经时变化图。
图10  实施方案1中光学传感器5的输出信号的经时变化图。
图11  实施方案1中光学传感器5的输出信号的经时变化图。
图12  实施方案1中光学传感器5的输出信号的经时变化图。
图13  实施方案1中光学传感器5的输出信号的经时变化图。
图14  经过300秒那一点时，以光学传感器5的输出信号为浊度，用纵轴表示，被测液浓度用横轴表示时的曲线。
图15  以图5～13中各被测液的浓度为横轴，浊度的极大值(Speak)为纵轴时的曲线。
图16  以显示极大值的经过时间(Tpeak)为横轴，以浊度的极大值(Speak)为纵轴时的曲线。
图17  抗原浓度与浊度关系的曲线。
图18  光学传感器5输出信号的经时变化的曲线。
图19  光学传感器5输出信号的经时变化的曲线。
图20  光学传感器5输出信号的经时变化的曲线。
图21  光学传感器5输出信号的经时变化的曲线。
图22  以经过300秒那一点时的光学传感器5的输出信号为浊度，用纵轴表示，被测液的浓度用横轴表示时的曲线。
图23  适用本发明的免疫浊度测定装置的另一实施方案的俯视简图。
图24  表示SC45(虚线)和SC90(实线)随时间变化的曲线。
图25  表示Tpeak和浓度关系的曲线。
符号说明
1  样品池
2  注入口
3  半导体激光组件(レ一ザモジユ一ル)
4  近似平行光(略平行光)
5  光学传感器
6  混合器
7  计算机
8  表示液体流束方向的箭头
9  液面
10  表示液体注入方向的箭头
11  散射光
12  微分器
实施发明的最佳方案
首先说明萌发本发明的以往的免疫浊度测定方法。介绍采用图1和图2所示装置的免疫浊度测定方法的实施方法。图1为以往例及本发明的溶液浓度测定法所采用的装置的概要结构俯视简图。图2为图1中光学系统的侧面简图。图1和图2所示的样品池1由上部有开口的长方体的铝制容器构成。
在样品池1中，光路的两端镶有玻璃板作为光学窗。样品池1内装有被测液的情况下，光可在被测液中透过。用A表示光在样品池1中传输方向的距离，即光学窗间的距离，用B表示与光传输方向垂直方向的距离。这里以A＝0.75cm、B＝0.4cm的情况进行说明。
注入口2配置在如图1所示样品池1的没有光学窗的侧面，其内径(直径)为0.1cm。如图2所示，注入口2的截面中心配置在距样品池1的底面距离为x、距光学窗距离为z的位置。
箭头10所示的试剂注入方向与光学窗平行，与后述的近似平行光4的光轴垂直。这样的配置，使从注入口2的截面的中心向注入方向延伸的注入轴与近似平行光4的光轴在上述样品池的溶液中有交点。此处显示x＝0.15cm，z＝0.1cm的情况。
本装置具备作为光源的半导体激光组件3，投射波长780nm、强度3.0mW、光束直径0.12cm的近似平行光4。此近似平行光4的光轴与样品池1的底面平行、位于距底面0.4cm的位置上。因此光轴与注入口2位于距底面相同的高度上。
光学传感器5检测近似平行光4在被测液中传输时产生的散射光11。泵6将试液从注入口2注入样品池内的被测液中，计算机7解析光学传感器5的输出信号，还控制泵6。
在图1中用符号8模拟表示试液从注入口2注入时产生的涡流。符号9表示被测液的液面，液面最凹处位于距样品池1的底面高为h的位置上。
样品池1内壁的拐角为r。因为严格讲拐角处不是直角，所以当h＝0.8cm时，存有0.23ml左右的液体。在本发明中将与液面9最凹处接触的面定义为液面。根据此定义，本实施方案中，注入方向与液面平行。
以下说明用本装置测定以尿为被测液的尿中人血清白蛋白浓度的操作。
首先以已被确认人血清白蛋白浓度低于或等于0.03mg/dl的尿为溶剂，在此溶剂中加入人血清白蛋白，调制浓度＝1mg/dl、3mg/dl、5mg/dl、10mg/dl、15mg/dl、20mg/dl、30mg/dl、50mg/dl和100mg/dl的被测液。
然后为形成中性反应系统，用0.05M的莫普斯(モプス)和浓度为4重量％的聚乙二醇6000调制莫普斯缓冲液至pH为7.4。
之后将取自兔子的多克隆人血清白蛋白抗体溶解在0.05M的莫普斯水溶液(pH7.4)中，调制抗体浓度为2.5mg/dl的试剂(抗体水溶液)。
然后，将9μl人血清白蛋白浓度为0mg/dl(作为溶剂用的尿(由于未添加人血清白蛋白，所以将其人血清白蛋白浓度视为0)的被测液导入样品池1。再将145μl莫普斯缓冲液导入样品池1并搅拌。
这时计算机7开始记录光学传感器5的输出信号。图18显示开始记录后，光学传感器5输出信号的经时变化。图18中，横轴表示开始记录输出信号后的经过时间，纵轴表示光学传感器5的输出信号(标记为SC90)。还有，因为光学传感器5检测的是被测液中产生散射光中与近似平行光4传输方向成90度方向上传输的散射光，所以标记为「SC90」。
经过5秒后，计算机开始控制移液管或泵等混合器6，用约3秒的时间从注入口2将40μl试剂(抗体水溶液)注入样品池1。
还有，图18中，从试剂开始混合后5秒那一刻开始，在3秒或3秒以上的时期内，由于混合好的试剂的流束进入近似平行光4的光路，致使透射光的强度和传输方向发生紊乱，光学传感器5的输出信号发生急剧变化。用影线显示这种输出信号的变化区域。
用同样的方法测定人血清白蛋白浓度为1mg/dl、3mg/dl、5mg/dl、10mg/dl、15mg/dl、20mg/dl、30mg/dl、50mg/dl和100mg/dl的被测液。
其中，图19～21分别示出光学传感器5对人血清白蛋白的浓度为3mg/dl、10mg/dl和100mg/dl的被测液的输出信号的经时变化。与图18同样，在这些图中用影线显示了光学传感器5的输出信号产生急剧变化的区域。
由图18～21可知，一过300秒，显示浊度的光学传感器5的输出信号就饱和了。因此，把到300秒那一时刻时，光学传感器5对这些被测液的输出信号作为浊度，用纵轴表示，被测液的浓度用横轴表示的话，可得图22。
由图22可知，浓度为0～30mg/dl的区域相当于图17的A～B区，浓度为50mg/dl的区域相当于C区，浓度为100mg/dl的区域相当于D区。
在图22所示场合，用浓度0～30mg/dl的浊度作成检测线，就可对浓度进行定量。
但是，被测液浓度高于约50mg/dl时，仅用被测液与试剂混合经过一定时间后的浊度，由于前区现象有时就不能一味地判定出浓度的高低。如浊度(到300秒那一刻时的光学传感器的输出信号)为7.5的情况下，就无法区别被测液浓度到底是20mg/dl，还是50mg/dl～100mg/dl。
因此，当被测液中的人血清白蛋白浓度为50mg/dl或以下时，还有必要加用其它一些方法确认浓度。换句话说，用上述测定方法时，被测液可测定的浓度范围就限制在低于或等于50mg/dl。
鉴于上述背景，本发明的目的就是要解决免疫浊度测定法中的上述问题，而不牺牲低浓度范围内的灵敏度，并扩大被测液的可测浓度范围。还有就是提供不需要为确认抗原浓度处于抗原过剩区，即不处于图17的D区而进行的稀释被测液或者添加抗体的操作的免疫浊度测定法。
具体讲，本发明涉及的免疫浊度测定法由于实施了(1)将含有待分析物抗原的被测液与试剂混合，调配混合液的步骤，(2)离散地多次或连续测定经调配的上述混合液浊度的步骤，(3)求出所得浊度测定值与混合后经过时间的关系的步骤，(4)根据上述关系，测定上述测定值的极大值或极小值Speak，求出显示上述Speak的上述经过时间Tpeak的步骤，从而避免了由于前区现象所引起的上述问题的产生。
实施方案1
本实施方案涉及的是，用与人血清白蛋白特异性结合的单克隆抗体，以尿为被测液来测定尿中白蛋白的例子。
免疫浊度测定法中，需要通过抗原抗体反应使抗原和抗体凝聚。即要求抗原和抗体结合，此结合物通过抗体分子而交联，生成大的颗粒(抗原抗体复合物)。因此，在与抗原结合的结合部位至少要有相异的两种抗体。
另外，抗原抗体复合物粒径大小要能表示出上述测定值的极大值或极小值，因种种条件而异，例如优选为约25μm或以上。
从上述可知，一般免疫浊度测定法要用多克隆抗体。但众所周知，即便是混合结合部位相异的多种单克隆抗体作为试剂，因抗原和抗体凝聚、生成抗原抗体复合物，从而用免疫浊度测定法可以测定抗原浓度。同时，被测液与含有结合部位相异的多种单克隆抗体的试剂混合后，通过观察分析浊度的过渡现象，还可扩大测定浓度的范围。
下面用图1～22说明具体实施例。图1和图2与采用以往技术完全相同，操作也相同。在本实施方案中，用此装置以尿为被测液，测定了尿中人血清白蛋白的浓度。
首先，与用以往技术同样，采用已被确认了其人血清白蛋白浓度低于或等于0.03mg/dl的尿为溶剂，并添加人血清白蛋白到该溶剂中，再调配出浓度为3mg/dl、5mg/dl、10mg/dl、30mg/dl、50mg/dl、100mg/dl、150mg/dl、250mg/dl、300mg/dl和500mg/dl的被测液。
然后与用以往技术同样，在构成中性反应系统所用的缓冲液的组分采用了莫普斯，其浓度和缓冲液的pH采用了一般常用的值。调配出含0.05M莫普斯和浓度为4重量％的聚乙二醇6000，pH为7.4的莫普斯缓冲液。
另外还备好了与人血清白蛋白不同结合部位特异性结合的取自小鼠的3种(AHSA1、AHSA2、AHSA3)单克隆抗体。AHSA1、AHSA2、AHSA3是分别由独立行政法人产业技术综合研究所特许生物寄托中心受托号FERM BP-8308号、FERM BP-8309号和FERM BP-7938号所示细胞株产生的单克隆抗体。
将这3种单克隆抗体以1∶1∶8的摩尔比(＝AHSA1的摩尔浓度∶AHSA2的摩尔浓度∶AHSA3的摩尔浓度)，溶解在上述莫普斯缓冲液中，调配成试剂(抗体水溶液)。3种抗体的总浓度为2.4mg/dl。
之后与以往技术相同，将人血清白蛋白浓度为0mg/dl(作溶剂用的尿(因未添加人血清白蛋白，所以其浓度实际上被看成为0))、3mg/dl、5mg/dl、10mg/dl、30mg/dl、50mg/dl、100mg/dl、150mg/dl、250mg/dl、300mg/dl和500mg/dl的被测液9μl导入样品池1，再将上述试剂145μl也导入样品池1后进行搅拌。
搅拌后，让计算机7开始记录光学传感器5的输出信号。图3～13显示了开始记录后的光学传感器5的输出信号的经时变化。在图3～13中，横轴表示开始记录输出信号后经过的时间，纵轴表示光学传感器5的输出信号(标记为SC90)。记录开始后5秒那一刻，计算机开始控制混合器6，用约3秒的时间从注入口2将40μl试剂(抗体水溶液)注入样品池1。
如图3～13所示，自试剂开始混合后5秒那一刻开始，在3秒或以上的时间内，由于混合后的试剂的流束进入了近似平行光4的光路，所以致使透射光强度和传输方向被打乱，光学传感器5的输出信号发生急剧变化。在图中用影线标示出这一变化区域。
图3和图4显示了浓度为0mg/dl和3mg/dl的被测液与试剂混合后经过的时间与光学传感器5的输出信号间的关系。与采用以往技术的图18～21情况相同，输出信号单调增加，一过300秒就饱和而达到一定值。
但是，与上述不同的是，对于浓度为5mg/dl、10mg/dl、30mg/dl、50mg/dl、100mg/dl、150mg/dl、250mg/dl、300mg/dl和500mg/dl的被测液，如图5～13所示，试剂混合后，光学传感器5的输出信号急剧增加，呈现出极大值，其后，单调减少，一过300秒就饱和而达到一定值。
在图14中，以浓度为0mg/dl、3mg/dl、5mg/dl、10mg/dl、30mg/dl、50mg/dl、100mg/dl、150mg/dl、250mg/dl、300mg/dl和500mg/dl的被测液，与试剂混合后300秒那一刻时的光学传感器5的输出信号作为浊度，表示在纵轴上，横轴表示被测液浓度。由图14可知，浓度0～50mg/dl的区域相当于图17的A～B区，浓度100mg/dl的区域相当于C区，浓度150mg/dl或以上的区域相当于D区。
在图22所示的场合，以浓度为0～50mg/dl的浊度值作出检测线可对浓度进行定量。但当被测液浓度超过约100mg/dl时，有时就不能用前区现象来判定浓度。如浊度(经过300秒后那一刻的光学传感器5的输出信号)为2.4时，就无法区别被测液的浓度到底是30mg/dl，还是150～250mg/dl或以下。因此，就需要用别的方法另行确认被测液中人血清白蛋白浓度是否处于100mg/dl或以下。换句话说，在上述测定方法中，可测定的被测液的浓度范围被限制在了100mg/dl或以下。
这样与以往的技术同样，有时不能只根据被测液与试剂混合后，经过一定时间后的浊度(图14)，一味地用前区现象判定浓度。因此可测定的被测液的浓度范围就受到了限制。
为此，如下面所述，分析了被测液与试剂混合后浊度的过渡现象。首先以图5～13中所示各被测液的浓度为横轴，浊度的极大值(Speak)为纵轴绘出图15。
然后，以表示此极大值的经过时间(Tpeak)为横轴，浊度的极大值(Speak)为纵轴绘出图16。在图16中，各点的横写数字表示浓度(mg/dl)。由图16可知，表示极大值的经过时间(Tpeak)随着浓度的升高而变短，浓度一超过100mg/dl就逐渐接近约18秒。
由上述可知，在图14的基础上，再利用图16就可扩大被测液的可测浓度范围。例如，浊度(300秒后那一刻的光学传感器5的输出信号)为2.4时，仅按图14就不能区别被测液浓度到底是约30mg/dl还是150～250mg/dl。而并用图16的话就可以对上述情况加以区别、并判定出浓度。即表示此时的极大值的经过时间(Tpeak)约为35秒时，可判定浓度为30mg/dl，表示极大值的经过时间(Tpeak)约为18秒时，可判定浓度为150～250mg/dl。这样，从被测液与试剂混合，经过一定时间后的浊度(图14)和示出极大值的经过时间(Tpeak)的关系就可果断地判定出浓度。由此可知，在本实施方案所示的实例中，就成功地将被测液的可测浓度范围扩大到了～500mg/dl范围。
如上所述，求出浊度测定值的极大值(Speak)和表示极大值的经过时间(Tpeak)的关系，再用混合后经过所定时间T那一刻时的浊度测定值S(T)和经过时间Tpeak的关系就可判定出被测液的浓度。
但在浓度为0mg/dl和3mg/dl这样的低浓度场合时，不存在浊度测定值的极大值。这种情况下，因为被看成是处于抗体过剩区即图17中的A～B区，所以仅用经过所定时间T那一刻时的浊度测定值S(T)也可果断地判定出浓度。
这时，优选所定时间T满足T＞Tpeak。这样可提高重复性。此外，优选T为S饱和的时间。另一方面，T＜Tpeak也没关系。在这种场合可用更短的测定时间定出浓度。
在本实施方案中提到用散射光测定浊度，然而用透射光也能测定浊度。但在这种场合，因为浊度与透射光强度是反相变化的，若以透射光强度的极小值为Speak，并以显示出极小值的经过时间为Tpeak的话，也可获得同样的效果。
而且，同时测定散射光和透射光，相互参照测定结果还可提高测定可靠性。
实施方案2
用图15说明本发明的实施例2。本实施例是用图15和图16决定浓度的示例。
例如当浊度的极大值为5.5时，仅用图15就不能区别被测液浓度到底是约30mg/dl还是150mg/dl～250mg/dl，而并用图16就可对其加以区别，判定出浓度。即显示出此时的极大值的经过时间(Tpeak)若是35秒左右的话，则浓度就可判定为30mg/dl；表示极大值的经过时间(Tpeak)若为18秒左右的话，就可判定浓度为150mg/dl～250mg/dl。
这样，将被测液与试剂混合后，从浊度的极大值(Speak)(图15)和显示极大值的经过时间(Tpeak)的关系就可果断地判定浓度。由此，在本实施例所示的例子中成功地将被测液浓度范围扩大到了～500mg/dl。
在本实施方案中，因为在测定浊度极大值的那一时刻就可测定出浓度，所以与实施方案1相比，更有利于提高测定速度。但是，在极大值不存在的低浓度场合，要用经过所定时间后的浊度来决定浓度，因此并用实施方案2和实施方案1会更有效。
实施方案3
用图16说明本发明的实施方案3。从图16可知，显示极大值的经过时间(Tpeak)为规定值T0或其以上(图16中，T018秒)时，仅用Tpeak就可果断地决定浓度。因此，经过时间(Tpeak)为规定值T0或其以下时，将浓度判定为规定值C0(图16中，C0为100mg/dl)；为规定值T0或其以上时，可从图16读取的Tpeak来判定浓度。由于本实施方案也可在测定出浊度极大值的那一时刻来决定浓度，所以与实施方案1相比，更有利于提高测定速度。
但是，在极大值不存在的低浓度场合，是用经过所定时间后的浊度来判定浓度。由此可知并用本实施方案和实施方案1效果更大。
实施方案4
用图23说明本发明的实施方案4。图23是本发明中可应用的免疫浊度测定装置的另一种实施方案。在图23中，符号1～11所示的结构要素与图1中的符号1～11相同。12为对光学传感器5的输出信号进行微分的微分器，计算机7可分析其输出信号。此装置是以微分器12输出信号的符号反转时刻为极大值，所以可以精度更高地快速识别极大值。
如上所述，由于采用本实施方案可快速识别更微小的极大值，因而可快速判定低浓度的被测液的浓度。
用上述的散射光强度标记为SC90的光学传感器5的输出信号表示极大值的条件是，抗体和抗原特异性结合生成的抗原抗体复合物的粒径要比所定值大。
这与散射光强度因散射光传输方向而改变有关。即溶液中悬浮颗粒的粒径与激励光(相当于近似平行光4)的波长相比足够小(为波长的1/20或更小)时，散射光强度的分布不受其传输方向的影响。
但是，向前散射光(与激励光的传输方向的夹角小于或等于90度)的强度随粒径的增大而增强。同时，抗原抗体复合物的粒径增大的话就意味着颗粒浓度的降低。
由上述可知，抗原抗体复合物一旦随着抗原抗体反应的进行而成长的话，SC90就增加，进而抗原抗体复合物成长，粒径变大，向前散射光强度因增强而造成的逆转及颗粒浓度变小带来的影响，就会使SC90降低，即出现极大值。
用图24说明此现象。图24左侧的纵轴相当于溶液中产生的散射光中，向与近似平行光4传输方向成45度的方向传输的散射光的强度。
这是将图1所示光学传感器5配置在可检测溶液中产生的散射光中向与近似平行光4传输方向成45度方向传输的散射光的位置时，光学传感器5的输出信号。将其标记为SC45。用虚线表示白蛋白浓度为10mg/dl时的SC45。
另一方面，用实线表示那时的SC90的信号(相当于图6)。虚线和实线的测定条件与图6的场合相同。但SC45的纵轴所示的绝对值并不对应图6的情况，是任意值。由图24可知，在300秒间，SC45在不断增强，显示抗原抗体复合物在成长。
这样，显示SC90极大值的一例的粒径，用图1所示装置与上述抗体组合时，约25μm或以上。
在上述实施方案3中采用了如图16中所示的SC90的峰和经过时间的关系的曲线。但如图25所示，即便用表示Tpeak与浓度关系的曲线，仅Tpeak也可测定出浓度。
工业上利用的可能性
本发明涉及的免疫浊度测定法最适用于尿的检查等。

Claims (12)

1.免疫浊度测定法，其是将含有待分析物抗原的被测液与含有与所述待分析物能进行特异结合反应的抗体的试剂混合，通过检测由所述特异结合反应生成的抗原抗体复合物所产生的与浊度相关的信号，来对所述待分析物进行定性或定量测定的免疫浊度测定法，其特征在于包括：
(1)将所述被测液和所述试剂混合获得混合液的步骤；
(2)离散地多次或连续测定所获得的前述混合液浊度的步骤；
(3)求解所得的浊度测定值与混合后所经过的时间的关系的步骤；以及
(4)根据所述关系，检测出的所述测定值的极大值或极小值Speak，求出显示所述Speak的经过时间Tpeak的步骤。
2.如权利要求1所述的免疫浊度测定法，其中，所述步骤(2)中通过散射光测定所述浊度，所述步骤(4)中检测出极大值。
3.如权利要求1所述的免疫浊度测定法，其中，根据所述Speak和Tpeak的关系决定所述待分析物的浓度。
4.如权利要求1所述的免疫浊度测定法，其中，根据所述混合后经过时间为T那一时刻时的所述光学特性的测定值S(T)和所述经过时间Tpeak的关系来决定所述待分析物的浓度。
5.如权利要求4所述的免疫浊度测定法，其中，满足T＞Tpeak。
6.如权利要求1所述的免疫浊度测定法，其中，先计算出所述混合后经过时间T时的所述光学特性测定值S(T)的微分值dS(T)/dT，然后，以所述微分值极性反转那一时刻作为所述Tpeak，以这一时刻的测定值S(T)为Speak，据此，在检测Speak的同时，求出显示所述Speak的所述Tpeak。
7.如权利要求1所述的免疫浊度测定法，其中，所述的Tpeak为规定值T0或其以下时，就判定所述被测液中的所述待分析物的浓度为规定值C0或其以上。
8.如权利要求1～7中任一项所述的免疫浊度测定法，其中，所述待分析物是人血清白蛋白。
9.如权利要求8所述的免疫浊度测定法，其中，所述的抗体是单克隆抗体，所述的试剂中含有两种或两种以上所述单克隆抗体、所述的两种或两种以上单克隆抗体分别与人血清白蛋白的不同部位产生特异结合。
10.如权利要求9所述的免疫浊度测定法，其中，所述被测液是尿。
11.免疫浊度测定装置，其用于实施权利要求1～10任一项所述的免疫浊度测定法，其特征在于，该装置具备照射所述被测液的光源、盛装所述被测液并使所述光透射所述被测液以及使所述被测液与含有抗体的试剂混合的样品池、检测透射所述被测液的透射光的光学传感器1和/或检测所述光在所述被测液中传输时产生的散射光的光学传感器2、解析所述光学传感器1和/或所述光学传感器2输出信号的计算机，该装置根据所述被测液与所述试剂混合后的所述光学传感器1和/或所述传感器2的输出信号来测定所述被测液中的抗原浓度。
12.免疫浊度测定装置，其用于实施权利要求1～10任一项所述的免疫浊度测定法，其特征在于，该装置具备照射所述被测液的光源、盛装所述被测液并使所述光透射所述被测液以及使所述被测液与含有抗体的试剂混合的样品池、检测透射所述被测液的透射光的光学传感器1和/或检测所述光在所述被测液中传输时产生的散射光的光学传感器2、对所述光学传感器1和/或所述光学传感器2的输出信号进行微分的微分器1和/或微分器2、解析所述光学传感器1和所述光学传感器2以及所述微分器1和/或微分器2的输出信号的计算机，该装置根据所述被测液和所述试剂混合后的所述微分器1和/或所述微分器2的输出信号来测定所述被测液中的抗原浓度。
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