DE3546681C2

DE3546681C2 - Immunological reaction measurement - by scanned valves of scattered light from cell passed to FFT for average density spectrum

Info

Publication number: DE3546681C2
Application number: DE19853546681
Authority: DE
Inventors: Akihiro Namba; Hitoshi Tateoka
Original assignee: Olympus Optical Co Ltd
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 1984-09-08
Filing date: 1985-09-06
Publication date: 1990-10-25
Anticipated expiration: 2005-09-07

Abstract

The measurement of immunological reactions is based on directing radiation on a reaction liquid containing antigens or antibodies and on detecting the radiation scattered by the particles in the liquid. Several density spectra of the intensity fluctuations of the scattered radiation are taken and an average density spectrum is produced from them. The antigen or antibody reaction is measured on the basis of this average density spectrum.

Description

Die Erfindung betrifft eine automatische Analysiervorrichtung zur Messung von Antigen-Antikörper-Reaktionen mit den Merkmalen des Oberbegriffs des Patentanspruches 1.The invention relates to an automatic analyzer for measuring antigen-antibody reactions with the characteristics of the preamble of claim 1.

Es sind immunologische Analysen zur Messung von immunologischen Substanzen, Hormonen, Arzneimitteln und verschiedenen Komponenten wie Immunregulatoren, die in geringen Mengen in lebenden Körpern vorhanden sind, unter Anwendung spezieller immunologischer Reaktionen bekannt. Die immunologischen Analysen können grob eingeteilt werden in solche, bei denen Markierungssubstanzen wie Enzyme und Isotope als Indikatorsubstanzen verwendet werden und solche, bei denen die Antigen-Antikörper-Komplexe direkt, ohne daß Markierungssubstanzen vorhanden sind, gemessen werden.They are immunological analyzes for measuring immunological ones Substances, hormones, drugs and various components like immune regulators that are in small amounts in living Bodies are present using special immunological Known reactions. The immunological analyzes can are roughly divided into those in which marking substances like enzymes and isotopes used as indicator substances and those in which the antigen-antibody complexes measured directly without the presence of labeling substances will.

Bei der zuerst genannten Gruppe der mit Markierungssubstanzen arbeitenden immunologischen Analysen sind allgemein bekannt das Radio-Immuno-Assay (RIA), das Enzym-Immuno-Assay (EIA) und das Fluoreszenz-Immuno-Assay (FIA). Diese Assays bzw. Untersuchungen haben den Vorteil, daß eine hohe Empfindlichkeit erzielt werden kann, aber auch den Nachteil, daß die Handhabung von Isotopen und verbrauchten Flüssigkeiten schwierig ist und die Meßzeiten leicht ziemlich lang werden. Darüber hinaus werden, da die Markierungs reagentien teuer sind, die Kosten pro Probe, d. h. die laufenden Kosten, leicht zu hoch. In the former group of those with labeling substances working immunological analyzes are generally known that Radio immunoassay (RIA), enzyme immunoassay (EIA) and the Fluorescence immunoassay (FIA). These assays or examinations have the advantage that a high sensitivity can be achieved can, but also the disadvantage that the handling of isotopes and used liquids is difficult and the measuring times easily get quite long. In addition, since the marker reagents are expensive, the cost per sample, d. H. the running costs, slightly too high.

Für die zuletzt genannte immunologische Analyse ohne Markierung wurden die Immuno-Elektrophorese, Immuno-Diffusion und -Sedimentation entwickelt. Diese Verfahren sind ziemlich einfach, jedoch nicht ausreichend empfindlich, quantitativ und reproduzierbar, wie es für genaue Messungen erforderlich ist.For the latter immunological analysis without labeling were immuno-electrophoresis, immuno-diffusion and Sedimentation developed. These procedures are pretty simple however not sufficiently sensitive, quantitative and reproducible as required for accurate measurements.

In "Immuno chemistry", Bd. 12 Nr. 4 (1975), S. 349 bis 351 ist eine immunologische Analyse beschrieben, bei der Antigene oder Antikörper, die an die Oberfläche kleiner Teilchen gebunden sind, mit Antikörpern oder Antigenen in einer Testflüssigkeit reagieren und die mittlere Diffusions konstante, die ein Zeichen für die Brown'sche Bewegung der Aggregate aus agglutinierten Teilchen ist, wird aus einer Variation in der spektralen Breite von Laserlicht gemessen, das von einer Suspension von Teilchen gestreut wird. Dieses Verfahren besitzt den Vorteil, daß keinerlei Reagens verwendet wird. Da jedoch die Breite (Verbreiterung) des Spektrums, die auf dem Dopplereffekt aufgrund der Brown'schen Bewegung der Aggregate beruht, mit Hilfe eines Spektrometers nachge wiesen wird, ist die Vorrichtung ziemlich groß und teuer. Darüber hinaus kann es zu Fehlern führen, wenn das Spektro meter mechanisch angetrieben wird, so daß die Genauigkeit und Reproduzierbarkeit schlecht werden. Darüber hinaus wird bei diesen bekannten Verfahren die mittlere Diffusions konstante aus der spektralen Breite gemessen, wodurch nur eine beschränkte Information über die Antigen-Antikörper-Reaktion zur Verfügung steht.In "Immuno chemistry", Vol. 12 No. 4 (1975), pp. 349 to 351 an immunological analysis is described in which antigens or antibodies attached to the surface of small particles are bound with antibodies or antigens in one Test liquid react and the mean diffusion constant, which is a sign of Brownian movement of the Aggregates made up of agglutinated particles is made up of one Variation in the spectral width measured by laser light, which is scattered by a suspension of particles. This The process has the advantage that no reagent is used becomes. However, since the width (broadening) of the spectrum, that on the Doppler effect due to Brownian motion the aggregate is based, with the help of a spectrometer the device is quite large and expensive. In addition, it can lead to errors if the Spektro meter is driven mechanically, so the accuracy and reproducibility become poor. Beyond that the mean diffusion in these known methods constant measured from the spectral latitude, making only one limited information on the antigen-antibody response is available.

Aus der Zeitschrift "J. Clin. Chem. Clin. Biochem.", Vol. 16, No. 5, 1978, S. 299 bis 305, ist eine Vorrichtung mit den Merk malen des Oberbegriffs des Patentanspruches 1 bekannt. Aus der DE-OS 24 40 376 ist es bekannt, zur Feststellung der Teilchen größe das Dichtespektrum der Intensitätsschwankungen des ge streuten Lichtes vorzusehen. From the journal "J. Clin. Chem. Clin. Biochem.", Vol. 16, No. 5, 1978, pp. 299 to 305, is a device with the Merk paint the preamble of claim 1 known. From the DE-OS 24 40 376 it is known to determine the particles size the density spectrum of the intensity fluctuations of the ge to provide scattered light.

Aus der DE 24 40 367 A1 ist eine Vorrichtung bekannt zum Messen der Durchmesser von Teilchen durch Nachweis von gestreutem Licht. Antigen-Antikörper-Reaktionen werden nicht vermessen.A device for measuring is known from DE 24 40 367 A1 the diameter of particles by detection of scattered Light. Antigen-antibody reactions are not measured.

Die DE 31 10 803 A1 beschreibt einen biochemischen Analysator, bei dem die Lichtabsorption korrigiert wird.DE 31 10 803 A1 describes a biochemical analyzer, where the light absorption is corrected.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine automatische Analysiervorrichtung zur Messung von Antigen-Antikörper-Reaktionen zu schaffen, die mit einfachen Mitteln eine schnelle Analyse einer Vielzahl von Proben ermöglichen. The invention has for its object an automatic Analyzer for measuring antigen-antibody reactions to create a quick with simple means Allow analysis of a large number of samples.

Die erfindungsgemäße Vorrichtung zur Lösung dieser Aufgabe ist im Patentanspruch 1 gekennzeichnet.The device according to the invention for solving this problem is characterized in claim 1.

In den Unteransprüchen sind vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung beschrieben.Advantageous embodiments of the Invention described.

Die vorliegende Erfindung beruht auf den folgenden Tat sachen. Die Intensität von Licht, das gestreut wird durch die Aggregate der bei der Antigen-Antikörper-Reaktion ent stehenden Teilchen verändert sich bzw. schwankt aufgrund der Interferenz des Lichtes und ein Dichtespektrum der Intensitätsschwankungen der gestreuten Strahlung hängt ab von der Form und Größe der Aggregate oder Teilchen. Daher ist es durch Nachweis bzw. Untersuchung des Dichtespektrums der Intensitätsschwankungen möglich, viele nützliche Infor mationen über immunologische Reaktionen zu erhalten, wie das Auftreten einer Antigen-Antikörper-Reaktion, eine quan titative Information über den Antigen- bzw. Antikörpergehalt und den Agglutinationszustand der Aggregate von Teilchen (Durchmesser der Aggregate) aufgrund der Antigen-Antikörper- Reaktion. Da die Veränderung der Intensität des gestreuten Lichtes einfach durch Nachweis des gestreuten Lichtes mit Hilfe eines Photodetektors gemessen werden kann, ist es nicht mehr erforderlich, irgendein teures Reagens zu verwenden. Da keine Analyse des Spektrums des gestreuten Lichtes durchgeführt wird, ist es auch nicht erforderlich, ein großes und teures Spektrometer zu verwenden.The present invention is based on the following fact stuff. The intensity of light that is scattered by the aggregates of the ent in the antigen-antibody reaction stationary particles change or fluctuate due to the interference of light and a density spectrum of the Fluctuations in the intensity of the scattered radiation depend on the shape and size of the aggregates or particles. Therefore it is through detection or examination of the density spectrum of fluctuations in intensity possible, lots of useful information to get mations about immunological reactions like the appearance of an antigen-antibody reaction, a quan titative information about the antigen or antibody content and the agglutination state of the aggregates of particles (Diameter of the aggregates) due to the antigen-antibody Reaction. As the change in the intensity of the scattered Light simply by demonstrating the scattered Light can be measured with the help of a photodetector, it is no longer necessary to use any expensive reagent use. Since no analysis of the spectrum of the scattered light is carried out, it is also not necessary to use large and expensive spectrometer.

Bei einer bevorzugten Arbeitsweise wird das gestreute Licht homodyn gemessen und das Verhältnis der Kippfrequenzen (relaxation frequencies) des Dichtespektrums der Intensitäts schwankungen der gestreuten Strahlung vor und nach der Antigen-Antikörper-Reaktion wird aufgezeichnet, um die Antigen-Antikörper-Reaktion zu messen. Dies beruht auf der Tatsache, daß die Kippfrequenz unmittelbar zusammenhängt mit der Größe der Aggregate agglutinierter Teilchen. In a preferred mode of operation, the scattered light homodyne measured and the ratio of the tilt frequencies (relaxation frequencies) of the density spectrum of the intensity fluctuations in the scattered radiation before and after Antigen-antibody response is recorded to determine the Measure antigen-antibody response. This is due to the The fact that the sweep frequency is directly related with the size of the aggregates of agglutinated particles.

Bei einer anderen bevorzugten Arbeitsweise nach der Er findung wird das Verhältnis der integrierten Werte des Dichtespektrums der Intensitätsschwankungen in einem niedrigeren Frequenzbereich vor und nach der Antigen-Antikörper- Reaktion gemessen. Das beruht auf der Tatsache, daß der integrierte Wert des Dichtespektrums der Intensitätsschwankungen des gestreuten Lichtes im niedrigeren Frequenzbereich dicht zusammenhängt mit der Größe der Teilchenaggregate.In another preferred way of working according to the Er the ratio of the integrated values of the Density spectrum of intensity fluctuations in a lower one Frequency range before and after the antigen-antibody Response measured. This is due to the fact that the integrated value of the density spectrum of the intensity fluctuations of the scattered light in the lower frequency range closely related to the size of the particle aggregates.

Die Erfindung wird an Hand der beiliegenden Zeichnungen näher erläutert.The invention is illustrated in the accompanying drawings explained in more detail.

Fig. 1 ist eine schematische Ansicht, die eine Ausführungs form der immunologischen Meßvorrichtung nach der Erfindung zeigt. Fig. 1 is a schematic view showing an embodiment of the immunological measuring device according to the invention.

Fig. 2 ist eine schematische Ansicht, die den Aufbau eines in Fig. 1 gezeigten Kollimators darstellt. FIG. 2 is a schematic view showing the construction of a collimator shown in FIG. 1.

Fig. 3 ist eine schematische Ansicht, die die Hauptteile einer anderen Ausführungsform einer erfindungs gemäßen immunologischen Meßvorrichtung zeigt. Fig. 3 is a schematic view showing the main parts of another embodiment of an immunological measuring device according to the Invention.

Fig. 4 und 5 sind graphische Darstellungen, die Kurven für das Dichtespektrum für Teilchen mit Durchmessern von 0,188 µm bzw. 0,305 µm zeigen. FIGS. 4 and 5 are graphical representations, the curves of the density spectrum for particles having diameters of 0.188 microns and are show 0.305 microns.

Fig. 6 ist eine graphische Darstellung, die die Beziehung zwischen dem Teilchendurchmesser und der Kippfrequenz des Dichtespektrums zeigt. Fig. 6 is a graph showing the relationship between the particle diameter and the tilt frequency of the density spectrum.

Fig. 7 und 8 sind graphische Darstellungen, die Kurven des Dichtespektrums für Teilchenkonzentrationen von 0,1 Gew.-% bzw. 0,09 Gew.-% zeigen. FIGS. 7 and 8 are graphs showing the curves of the density spectrum for particle concentrations of 0.1 wt .-% and 0.09 wt .-% Show.

Fig. 9 ist eine graphische Darstellung, die die Beziehung zwischen der Teilchenkonzentration und der relativen Fluktuation angibt. Fig. 9 is a graph showing the relationship between the particle concentration and the relative fluctuation.

Fig. 10 und 11 sind graphische Darstellungen, die Kurven für das Dichtespektrum vor und nach der Antigen- Antikörper-Reaktion für Antigenkonzentration von 10^-4 g/ml bzw. 10^-9 g/ml angeben. FIGS. 10 and 11 are graphs showing the curves of the density spectrum before and after the antigen-antibody reaction for the antigen concentration of 10 ^-4 g / ml and 10 ^-9 g / ml specify.

Fig. 12 ist eine graphische Darstellung, die die Beziehung zwischen der Antigenkonzentration und dem Verhältnis der Kippfrequenzen angibt. Fig. 12 is a graph showing the relationship between the antigen concentration and the ratio of the tilt frequencies.

Fig. 13 ist eine graphische Darstellung, die die Beziehung zwischen der Antigenkonzentration und dem Verhältnis der relativen Schwankungen angibt. Fig. 13 is a graph showing the relationship between the antigen concentration and the ratio of the relative fluctuations.

Fig. 14 eine schematische Ansicht eines weiteren Ausführungs beispiels einer Analysevorrichtung zum Messen von Antigen-Antikörper-Reaktionen; Fig. 14 is a schematic view of another execution example of an analysis device for the measurement of antigen-antibody reactions;

Fig. 15A und 15B eine schematische Draufsicht bzw. Seitenansicht einer Transporteinrichtung; FIG. 15A and 15B are a schematic plan view and a side view of a transport means;

Fig. 16A und 16B eine schematische Draufsicht bzw. einen Schnitt eines weiteren Beispiels einer Meßvorrichtung, und FIG. 16A and 16B is a schematic plan view and a sectional view of another example of a measuring device, and

Fig. 17A und 17B eine weitere schematische Draufsicht bzw. eine Seitenansicht einer weiteren Ausführungsform einer Meßvorrichtung. FIG. 17A and 17B, another schematic plan view and a side view of another embodiment of a measuring device.

Fig. 1 ist eine schematische Ansicht, die eine Ausführungs form einer Vorrichtung zur Messung immunologischer Reaktionen nach der Erfindung zeigt. Bei dieser Ausführungsform ist eine Lichtquelle vorgesehen, die kohärentes Licht aussendet, und zwar ein He-Ne-Gaslaser 1, der einen Laser strahl mit einer Wellenlänge von 632,8 nm aussendet. Die Lichtquelle kann ein Feststofflaser wie ein Halbleiterlaser sein. Ein Laserlichtstrahl 2, der von der Lichtquelle 1 ausgesandt wird, wird durch einen halbdurchlässigen Spiegel 3 in die Lichtstrahlen 4 und 5 aufgetrennt. Der Lichtstrahl 4 wird durch eine Sammellinse 6 gesammelt und trifft auf die Zelle 7 auf. Die Zelle 7 besteht aus durchsichtigem Quarz. Der Lichtstrahl 5 trifft auf einen Photodetektor 8, wie eine Silicium-Photodiode, auf. Dann erzeugt der Photodetektor 8 ein Monitorsignal, das eine Veränderung der Intensität des von der Lichtquelle 1 ausgesandten Lichtes anzeigt. Fig. 1 is a schematic view showing an embodiment of a device for measuring immunological reactions according to the invention. In this embodiment, a light source is provided which emits coherent light, namely a He-Ne gas laser 1 , which emits a laser beam with a wavelength of 632.8 nm. The light source can be a solid-state laser such as a semiconductor laser. A laser light beam 2 , which is emitted by the light source 1 , is separated into the light beams 4 and 5 by a semi-transparent mirror 3 . The light beam 4 is collected by a converging lens 6 and strikes the cell 7 . The cell 7 consists of transparent quartz. The light beam 5 strikes a photodetector 8 , such as a silicon photodiode. Then the photodetector 8 generates a monitor signal which indicates a change in the intensity of the light emitted by the light source 1 .

In der Zelle 7 ist eine Testflüssigkeit für eine Antigen- Antikörper-Reaktion enthalten, die ein Gemisch ist aus einer Pufferlösung, in der feine Teilchen 9 suspendiert sind, und einer Testprobe, enthaltend das zu bestimmende Antigen oder den zu bestimmenden Antikörper. Auf der Außen seite der Teilchen 9 sind Antikörper bzw. Antigene gebunden, die spezifisch mit dem Antigen oder Antikörper in der Testprobe reagieren. Daher tritt in der Zelle 7 eine Antigen- Antikörper-Reaktion ein und es treten Anziehungskräfte zwischen den Teilchen auf. Wenn die Teilchen miteinander unter Bildung von Aggregaten agglutiniert sind, ändert sich die Brown'sche Bewegung je nach der Größe und Form der Aggregate.The cell 7 contains a test liquid for an antigen-antibody reaction, which is a mixture of a buffer solution in which fine particles 9 are suspended and a test sample containing the antigen or the antibody to be determined. Antibodies or antigens are bound on the outside of the particles 9 , which react specifically with the antigen or antibody in the test sample. Therefore, an antigen-antibody reaction occurs in cell 7 and attractive forces occur between the particles. When the particles are agglutinated with each other to form aggregates, Brownian motion changes depending on the size and shape of the aggregates.

Bei dieser Ausführungsform ist ein Ultraschallvibrationselement 21 vorgesehen, das mit der Zelle 7 in Kontakt gebracht wird, so daß Ultraschallwellen mit einer Frequenz von 20 bis 40 kHz über die Wand der Zelle 7 auf die Reaktionsflüssigkeit auftreffen. Dann werden die Teilchen 9 in der Zelle 7 durch die Ultraschallenergie angeregt, und die Wahrscheinlichkeit, daß Antigene und Antikörper miteinander in Berührung kommen, wird deutlich erhöht. Daher wird, selbst wenn die Antigenkon zentration außerordentlich niedrig ist, wie 10^-9 g/ml, die Antigen- Antikörper-Reaktion beschleunigt und kann innerhalb kurzer Zeit ablaufen. Es ist zu bemerken, daß die Intensität der Ultraschallenergie ausreichend groß sein sollte, um die Teilchen zu bewegen, jedoch nicht höher als der Wert, bei dem die Kupplung zwischen Antigenen und Antikörpern aufgebrochen werden könnte. Die Anwendung der Ultraschallenergie kann während der Messung unterbrochen werden. Wahlweise kann die Ultraschall energie auch während der Messung angewandt werden, da der Frequenz bereich der Ultraschallvibration weit entfernt ist von der Frequenzkomponente der Schwankung aufgrund der Brown'schen Bewegung, und die Ultraschallenergie daher die Messung in keiner Weise beeinflußt. Im allgemeinen ist es, da die Zelle 7 sehr klein ist, wie etwa 10 mm (Breite) × 10 mm (Höhe) × 1 mm (Dicke), praktisch unmöglich, in üblicher Weise zu rühren. Entsprechend der vorliegenden Erfindung kann die Bewegung wirksam erreicht werden durch Anwendung von Ultraschallenergie auf die Zelle 7 von außen. Außerdem hat die Anwendung der Ultraschallenergie keinen Einfluß auf die Messung.In this embodiment, an ultrasonic vibration element 21 is provided, which is brought into contact with the cell 7 , so that ultrasonic waves with a frequency of 20 to 40 kHz strike the reaction liquid via the wall of the cell 7 . Then the particles 9 in the cell 7 are excited by the ultrasonic energy, and the probability that antigens and antibodies come into contact with each other is significantly increased. Therefore, even if the antigen concentration is extremely low, such as 10 ^-9 g / ml, the antigen-antibody response is accelerated and can proceed in a short time. It should be noted that the intensity of the ultrasound energy should be sufficient to move the particles, but not higher than the value at which the coupling between antigens and antibodies could be broken. The application of ultrasonic energy can be interrupted during the measurement. Optionally, the ultrasound energy can also be used during the measurement, since the frequency range of the ultrasound vibration is far removed from the frequency component of the fluctuation due to Brownian motion, and the ultrasound energy therefore does not affect the measurement in any way. In general, since the cell 7 is very small, such as 10 mm (width) × 10 mm (height) × 1 mm (thickness), it is practically impossible to stir in the usual way. According to the present invention, the movement can be effectively achieved by applying ultrasonic energy to the cell 7 from the outside. In addition, the use of ultrasonic energy has no influence on the measurement.

Lichtstrahlen, die durch die Teilchen 9 in der Zelle 7 gestreut werden, treffen auf einen Photodetektor 11 über einen Kollimator 10 auf, der zwei (gegenüber liegende) Löcher aufweist. Der Photodetektor 11 besteht aus einem Photomultiplier mit sehr hoher Empfindlichkeit. Das Austritts-(Monitor)-signal des Photodetektors 8 wird über einen Verstärker 13 mit geringem Rauschen in eine Daten verarbeitungsvorrichtung 14 geleitet, in die auch das Aus trittssignal aus dem Photodetektor 11 über einen Verstärker 15 mit geringem Rauschen und einen Tiefpaßfilter 16 geführt wird. Die Datenverarbeitungsvorrichtung 14 umfaßt eine Analog-Digital-Umwandlereinheit 17, eine schnelle Fourier- Transformator-(FFT)-Einheit 18 und eine Recheneinheit 19 und verarbeitet die Signale, wie später näher erläutert wird, um Meßergebnisse für die Antigen-Antikörper-Reaktion zu erhalten. Die Meßergebnisse werden in einer Display- bzw. Aufzeichnungsvorrichtung 20 angezeigt.Light rays which are scattered by the particles 9 in the cell 7 strike a photodetector 11 via a collimator 10 which has two (opposite) holes. The photodetector 11 consists of a photomultiplier with very high sensitivity. The exit (monitor) signal of the photodetector 8 is passed through an amplifier 13 with low noise into a data processing device 14 , in which the exit signal from the photodetector 11 is guided through an amplifier 15 with low noise and a low-pass filter 16 . The data processing device 14 comprises an analog / digital converter unit 17 , a fast Fourier transformer (FFT) unit 18 and a computing unit 19 and processes the signals, as will be explained in more detail later, in order to obtain measurement results for the antigen-antibody reaction . The measurement results are displayed in a display or recording device 20 .

Das Austrittssignal aus dem Photodetektor 11 zeigt die Intensität des gestreuten Lichtes an, das aus der Meßzelle 7 austritt und wird normiert durch das Monitorsignal, das von dem Photodetektor 8 geliefert wird, und über einen kurzen Zeitraum gemittelt. Dadurch kann eine etwaige Variation der Intensität des Laserlichtstrahles 2 aus der Lichtquelle 1 ausgeschaltet werden. Anschließend wird ein Dichtespektrum der Intensitätsschwankungen des gestreuten Lichtes nachge wiesen und der Agglutinationszustand der Teilchen 9 in der Zelle 7 und damit das Fortschreiten der Antigen-Antikörper- Reaktion gemessen.The exit signal from the photodetector 11 indicates the intensity of the scattered light emerging from the measuring cell 7 and is normalized by the monitor signal supplied by the photodetector 8 and averaged over a short period of time. Any variation in the intensity of the laser light beam 2 from the light source 1 can thereby be switched off. Then a density spectrum of the intensity fluctuations of the scattered light is demonstrated and the agglutination state of the particles 9 in the cell 7 and thus the progression of the antigen-antibody reaction is measured.

Fig. 2 ist eine schematische Ansicht, die die Konstruktion des Kollimators 10 in der Fig. 1 im einzelnen zeigt. Der Kolli mator 10 umfaßt ein Rohr 10 a aus einem opaken, d. h. nicht durchscheinenden Material, um den Einfluß von äußerem Licht zu vermeiden. Darüber hinaus ist die innere Wand des Rohres 10 a mit einer nicht-reflektierenden Schicht überzogen. An beiden Enden des Rohrs 10 a sind optische Löcher 10 b und 10 c vorgesehen. Wenn die Radien der optischen Löcher 10 b und 10 c a₁ bzw. a₂ sind, und der Abstand zwischen den Löchern L, der Brechungsindex des Mediums innerhalb des Rohres 10 a n und die Wellenlänge des Lichtes λ ist, folgt der Kollimator 10 der folgenden Gleichung (1) FIG. 2 is a schematic view showing the construction of the collimator 10 in FIG. 1 in detail. The Kolli mator 10 comprises a tube 10 a made of an opaque, ie non-translucent material to avoid the influence of external light. In addition, the inner wall of the tube 10 a is covered with a non-reflective layer. At both ends of the tube 10 a optical holes 10 b and 10 c provided. If the radii of the optical holes 10 b and 10 c a ₁ and A ₂ are, and the distance between the holes L, the refractive index of the medium within the tube 10 a n and the wavelength λ of the light, the collimator 10 follows the following equation (1)

Erfindungsgemäß wird das Dichtespektrum der Intensitäts schwankungen des gestreuten Lichtes nachgewiesen. Das Dichte spektrum kann angegeben werden durch einen Term der Schwankung aufgrund der Interferenz des Lichtes, die durch die Teilchen hervorgerufen wird, die sich in regelloser Bewegung befinden und einen Term der Schwankung der Anzahl der Teilchen, die in das streuende Volumen eintreten und daraus aus treten. Der erste Fluktuations-Term, der auf der Interferenz beruht, wird als räumliche Schwankung eines Punktmusters beobachtet. Wenn diese räumliche Schwankung von einem Photo detektor mit einem breiten lichtempfangenden Bereich auf genommen wird, wird das räumliche Mittel über die licht aufnehmende Fläche gebildet und daher kann nur eine geringe Schwankung nachgewiesen werden. Bei der erfindungsgemäßen Arbeitsweise ist das Blickfeld des Photodetektors 11 durch den Kollimator 10 mit den optischen Löchern begrenzt, so daß die Fluktuation mit sehr hoher Empfindlichkeit nach gewiesen werden kann. Die oben angegebene Gleichung 1 kann erfüllt werden durch Verwendung eines Kollimators 10 mit Löchern mit einem Durchmesser von 0,3 mm im Abstand von 30 cm, wenn das Medium im Inneren des Kollimators Luft mit einem Brechungsindex n=1 ist.According to the density spectrum of the intensity fluctuations of the scattered light is detected. The density spectrum can be given by a term of the fluctuation due to the interference of the light caused by the particles that are in random motion and a term of the fluctuation of the number of particles that enter and leave the scattering volume . The first fluctuation term, which is based on the interference, is observed as a spatial fluctuation of a point pattern. If this spatial fluctuation is recorded by a photo detector with a wide light-receiving area, the spatial average is formed over the light-receiving area and therefore only a slight fluctuation can be detected. In the mode of operation according to the invention, the field of view of the photodetector 11 is limited by the collimator 10 with the optical holes, so that the fluctuation can be demonstrated with very high sensitivity. Equation 1 given above can be satisfied by using a collimator 10 with holes with a diameter of 0.3 mm at a distance of 30 cm if the medium inside the collimator is air with a refractive index n = 1.

Bei der in Fig. 1 gezeigten Ausführungsform ist der Licht strahl 4, der auf die Zelle 7 auftrifft, senkrecht zu der optischen Achse des Kollimators 10, so daß der auftreffende Lichtstrahl nicht direkt in den Photodetektor 11 gelangt. Das wird als homodyne Nachweis-Methode bezeichnet. Erfindungsgemäß ist es jedoch auch möglich, die heterodyne Nachweis-Methode anzu wenden, bei der ein Teil des auftreffenden Lichtstrahls in den Photodetektor 11 gelangt, d. h. bei der heterodynen Nachweis-Methode wird der Neigungswinkel R zwischen dem ein fallenden Lichtstrahl 4 und der optischen Achse des Kollima tors 10, wie in Fig. 3 gezeigt, auf 0 eingestellt. Erfindungsgemäß kann der Neigungswinkel R beliebig bestimmt werden. Bei der homodynen Anordnung, die in Fig. 1 gezeigt ist, ist das Austrittssignal aus dem Photodetektor 11 proportional dem Mittelwert des Quadrats , wobei E _s die Amplitude des elektrischen Felds des gestreuten Lichtes ist. Bei der heterodynen Anordnung wird das Austrittssignal aus dem Photodetektor 11 folgendermaßen angegebenIn the embodiment shown in Fig. 1, the light beam 4 , which strikes the cell 7 , perpendicular to the optical axis of the collimator 10 , so that the incident light beam does not get directly into the photodetector 11 . This is called the homodyne detection method. According to the invention, however, it is also possible to use the heterodyne detection method in which a part of the incident light beam reaches the photodetector 11 , ie in the heterodyne detection method the angle of inclination R between the incident light beam 4 and the optical axis of the Kollima tors 10 , as shown in Fig. 3, set to 0. According to the invention, the angle of inclination R can be determined as desired. In the homodyne arrangement shown in Fig. 1, the exit signal from the photodetector 11 is proportional to the mean value of the square, where E _{s is} the amplitude of the electric field of the scattered light. In the heterodyne arrangement, the exit signal from the photodetector 11 is given as follows

wobei E _e die Intensität des elektrischen Felds des direkt auf treffenden Lichtes ist. E _e schwankt gar nicht oder nur gering, verglichen mit der Schwankung bzw. Fluktuation des gestreuten Lichtes und die beiden zuletzt angegebenen Terme schwanken. Da die Intensität des gestreuten Lichtes wesentlich schwächer ist als das einfallende Licht, ist 2E _e · E _s»E _s². Das heißt, bei der heterodynen Methode ist es möglich, ein Austrittssignal zu erhalten, das im wesentlichen proportional ist der Amplitude des elektrischen Felds des gestreuten Lichtes.where E _{e is} the intensity of the electric field of the light striking directly. E _e does not fluctuate or fluctuates only slightly, compared to the fluctuation or fluctuation of the scattered light and the last two terms fluctuate. Since the intensity of the scattered light is much weaker than the incident light, 2 E _e · E _s » E _s ². That is, with the heterodyne method, it is possible to obtain an exit signal that is substantially proportional to the amplitude of the electric field of the scattered light.

Ferner ist zu bemerken, daß der Kollimator 10 nicht auf die oben beschriebene Ausführungs form beschränkt ist, sondern verschiedene Formen besitzen kann, sofern das Blickfeld des Photodetektors 11 kleiner gehalten werden kann als ein Punktmuster.It should also be noted that the collimator 10 is not limited to the embodiment described above, but can have various shapes, provided that the field of view of the photodetector 11 can be kept smaller than a dot pattern.

Im folgenden wird die Verarbeitung des Signals erläutert. Das Austrittssignal aus dem Photodetektor 11 wird in die datenverarbeitende Vorrichtung 14 über den Tiefpaßfilter 16 eingegeben und dort zusammen mit dem Austrittsmonitorsignal aus dem Photodetektor 8 verarbeitet, um das Dichtespektrum der Intensitätsschwankungen des gestreuten Lichtes zu erhalten. Die Dichte des Intensitätsspektrums S(f) eines stationären stochastischen Prozesses x(t) kann folgender maßen ausgedrückt werden:The processing of the signal is explained below. The exit signal from the photodetector 11 is input into the data processing device 14 via the low-pass filter 16 and processed there together with the exit monitor signal from the photodetector 8 in order to obtain the density spectrum of the intensity fluctuations of the scattered light. The density of the intensity spectrum S (f) of a stationary stochastic process x (t) can be expressed as follows:

Das Dichtespektrum der Intensitätsschwankungen des gestreuten Lichts bezeichnet die Stärke der Intensität oder Amplitude des gestreuten Lichtes in einem Frequenzbereich von f bis f+Δ f und wird allgemein definiert durch die folgende GleichungThe density spectrum of the intensity fluctuations of the scattered light denotes the strength of the intensity or amplitude of the scattered light in a frequency range from f to f + Δ f and is generally defined by the following equation

in der ψ² x(f, Δ f) ein mittleres Quadrat in einer Zeit spannung zwischen f und f+Δ f ist und dieses mittlere Quadrat angegeben wird durchin which ψ ² x (f, Δ f) is a mean square in a time voltage between f and f + Δ f and this mean square is given by

Daher kann das Dichtespektrum beschrieben werden durch die Gleichung (2).Therefore the density spectrum can be described by the Equation (2).

Bei dieser Ausführungsform wird das Dichtespektrum normiert durch das Monitorsignal, das von dem Photodetektor 8 geliefert wird und daher kann die Dimension des Dichtespektrums angegeben werden in der Einheit 1/Hz. In this embodiment, the density spectrum is normalized by the monitor signal supplied by the photodetector 8 and therefore the dimension of the density spectrum can be specified in the unit 1 / Hz.

Auf der Basis dieser Gleichung 2 wird die Fourier-Trans formation durchgeführt, um die Dichte des Intensitäts spektrums zu messen. Das Austrittssignal aus dem Photo detektor 11 wird durch den Verstärker 15 mit geringem Rauschen so verstärkt, daß Signalwerte einen großen Bereich von Analog-Digital-Umwandlungspegelstufen abdecken können und so gequantelte Daten mit Hilfe eines Mikroprozessors be rechnet werden, um die Dichte des Intensitätsspektrums zu messen. Aus der Dichte des Intensitätsspektrums wird der Zustand der immunologischen Reaktion gemessen bzw. berechnet, wie später näher erläutert wird, und numerisch auf der Displayeinheit 20 angezeigt.On the basis of this equation 2, the Fourier transformation is carried out in order to measure the density of the intensity spectrum. The exit signal from the photo detector 11 is amplified by the amplifier 15 with low noise so that signal values can cover a wide range of analog-to-digital conversion level levels and so quantized data can be calculated with the aid of a microprocessor to measure the density of the intensity spectrum . The state of the immunological reaction is measured or calculated from the density of the intensity spectrum, as will be explained in more detail later, and displayed numerically on the display unit 20 .

Die Fig. 4 und 5 sind graphische Darstellungen, die Kurven des Dichtespektrums zeigen, die erhalten werden, wenn Testflüssigkeiten mit dispergierten Polystyrol-Latex teilchen mit Durchmessern von 0,188 µm bzw. 0,305 µm in die in Fig. 1 gezeigte Zelle 7 eingebracht werden. Bei diesen Kurven ist das normierte Dichtespektrum (die normierte Dichte des Kraftspektrums) (1/Hz) auf den Ordinaten an gegeben. Man erhält Kurven des Dichtespektrums vom Lorentz Typ. Das zeigt die Interferenz-Komponente des Dichtespektrums der Intensitätsschwankungen des gestreuten Lichtes. Aus diesen Kurven kann man erkennen, daß die Kippfrequenz des Dichte spektrums umgekehrt proportional ist dem Teilchendurch messer. Wie oben erklärt, ist die Schwankung in der Inten sität des gestreuten Lichtes eine Summe der Komponente, die auf der Interferenz von kohärentem Licht beruht, und der Komponente, die auf der Veränderung der Anzahl der Teilchen innerhalb des streuenden Volumens beruht. Bei der erfindungsgemäßen Arbeitsweise wird hauptsächlich die Kom ponente, die auf der Interferenz beruht, nachgewiesen. Dann ist die Kippfrequenz des Dichtespektrums, die definiert ist durch die Frequenz an der Schulter der Dichtespektrums- Kurve, gleich dem Kehrwert der Zeit, innerhalb derer sich die Aggregate über eine Distanz, die gleich ist der Wellen länge, bewegen. Wenn der Durchmesser der Teilchenaggregate zunimmt, wird die für die Bewegung erforderliche Zeit länger und damit die Kippfrequenz niedriger. FIGS. 4 and 5 are graphical representations, the curves of the density spectrum show that will be obtained when the test liquid with dispersed polystyrene latex particles having diameters of 0.188 microns and 0.305 microns to the position shown in Fig. 1 cell 7 be introduced. In these curves, the normalized density spectrum (the normalized density of the force spectrum) (1 / Hz) is given on the ordinate. One obtains curves of the density spectrum of the Lorentz type. This shows the interference component of the density spectrum of the intensity fluctuations of the scattered light. From these curves it can be seen that the tilt frequency of the density spectrum is inversely proportional to the particle diameter. As explained above, the variation in the intensity of the scattered light is a sum of the component based on the interference of coherent light and the component based on the change in the number of particles within the scattering volume. In the mode of operation according to the invention, mainly the component based on the interference is detected. Then the tilt frequency of the density spectrum, which is defined by the frequency at the shoulder of the density spectrum curve, is equal to the reciprocal of the time within which the aggregates move over a distance that is equal to the wavelength. As the diameter of the particle aggregates increases, the time required for the movement becomes longer and thus the tilting frequency decreases.

Fig. 6 ist eine graphische Darstellung, die die Beziehung zwischen der Teilchengröße, die auf der Abszisse aufgetragen ist, und der Kippfrequenz, die auf der Ordinate aufgetragen ist, beim homodynen Nachweis zeigt. Beide Koordinaten sind im logarithmischen Maß stab. Für Teilchen mit einem Durchmesser von 0,0915 µm wird eine Kippfrequenz von etwa 400 Hz beobachtet, für Teilchen mit einem Durchmesser von 0,188 µm eine Kipp frequenz von etwa 200 Hz und für Teilchen mit einem Durch messer von 0,305 µm eine Kippfrequenz von etwa 100 Hz. Wie aus der Fig. 6 deutlich hervorgeht, ist die Kippfrequenz umgekehrt proportional dem Teilchendurchmesser und daher ist es durch Nachweis der Änderung der Kippfrequenz während der immunologischen Reaktion möglich, das Vorliegen von Agglutination der Teilchen aufgrund der Antigen-Antikörper- Reaktion und den Grad der Agglutination zu messen. Das heißt, wenn die Antigen-Antikörper-Reaktion in der Zelle 7 stattfindet, werden feine Teilchen miteinander agglutiniert unter Bildung größerer Aggregate und dadurch wird die Kippfrequenz niedriger. Fig. 6 is a graph showing the relationship between the particle size plotted on the abscissa and the sweep frequency plotted on the ordinate in homodyne detection. Both coordinates are logarithmic. For particles with a diameter of 0.0915 µm, a tilt frequency of about 400 Hz is observed, for particles with a diameter of 0.188 µm a tilt frequency of about 200 Hz and for particles with a diameter of 0.305 µm a tilt frequency of about 100 Hz As clearly shown in Fig. 6, the flip frequency is inversely proportional to the particle diameter, and therefore by detecting the change in the flip frequency during the immunological reaction, it is possible to determine the presence of agglutination of the particles due to the antigen-antibody reaction and the degree of To measure agglutination. That is, when the antigen-antibody reaction takes place in the cell 7 , fine particles are agglutinated with each other to form larger aggregates, and thereby the tilting frequency is lower.

Die Fig. 7 und 8 zeigen Dichtespektrums-Kurven, die erhalten worden sind mit Hilfe von Polystyrol-Latexteilchen mit einem Durchmesser von 0,3 µm, suspendiert in einer Pufferlösung in Konzentrationen von 0,1 bzw. 0,09 Gew.-%. Beide Kurven sind vom Lorentz Typ. Wie oben erläutert, ist die Schwankung der Intensität des gestreuten Lichtes die Summe aus der Interferenz-Komponente aufgrund der Brown'schen Bewegung der Teilchen und einer nicht-Interferenz-Komponente aufgrund einer Veränderung der Anzahl von Teilchen in dem streuenden Volumen. Wenn die Anzahl der Teilchen in dem streuenden Volumen klein ist, wird die Interferenz- Komponente kleiner und vergleichbar mit der nicht-Inter ferenz-Komponente. Dann können andere Komponenten als die Schwankung in der Intensität des gestreuten Lichtes auf grund der Brown'schen Bewegung der Teilchen nachgewiesen werden und die Antigen-Antikörper-Reaktion kann nicht mehr genau gemessen werden. Daher sollte die Konzentration der Teilchen so bestimmt werden, daß das einfallende Licht in dem streuenden Volumen ausreichend stark ist und die Interferenz- Komponente größer wird als die nicht-Interferenz- Komponente. FIGS. 7 and 8 show spectral density curves obtained microns using polystyrene latex particles with a diameter of 0.3, suspended in a buffer solution at concentrations of 0.1 and 0.09 wt .-%. Both curves are of the Lorentz type. As explained above, the variation in the intensity of the scattered light is the sum of the interference component due to Brownian motion of the particles and a non-interference component due to a change in the number of particles in the scattering volume. If the number of particles in the scattering volume is small, the interference component becomes smaller and comparable to the non-interference component. Then, components other than the fluctuation in the intensity of the scattered light due to the Brownian motion of the particles can be detected, and the antigen-antibody response can no longer be measured accurately. Therefore, the concentration of the particles should be determined so that the incident light in the scattering volume is sufficiently strong and the interference component becomes larger than the non-interference component.

Fig. 9 zeigt die Beziehung zwischen der Anzahl der Teilchen in einem mm³ und der relativen Schwankung Wenn der Durchmesser eines streuenden Körpers konstant ist, wird die relative Streuung auch über einen verhältnismäßig weiten Bereich der Teilchenkonzentration konstant. Dies wird experimentell durch die in Fig. 9 gezeigte Kurve bestätigt. Fig. 9 shows the relationship between the number of particles in a mm³ and the relative fluctuation. When the diameter of a scattering body is constant, the relative scatter also becomes constant over a relatively wide range of the particle concentration. This is confirmed experimentally by the curve shown in FIG. 9.

Die Fig. 10 und 11 zeigen Dichtespektrums-Kurven vor und nach (15 min) der Antigen-Antikörper-Reaktion. Diese Kurven wurden erhalten durch Dispergieren von Polystyrol- Latexteilchen mit einem Durchmesser von 0,3 µm, an deren Oberfläche Antiimmunglobulin G (anti-IgG) gebunden war, in einer Pufferlösung mit einem pH-Wert von 7, die mit Tris- HCl eingestellt worden war, und Zugabe von Immunoglobulin-G zu der Suspension in einer Konzentration von 10^-4 g/ml bzw. 10^-9 g/ml. Wie aus Fig. 10 hervorgeht, war im Falle einer Antigen-Konzentration von 10^-4 g/ml vor der Reaktion die Kippfrequenz etwa 50 Hz und nach 15 min war sie auf 10 Hz gesunken. Im Gegensatz dazu betrug die Kippfrequenz bei einer Antigen-Konzentration von 10^-9 g/ml vor der Reaktion etwa 95 Hz und sank nach der Reaktion auf etwa 40 Hz. Daher kann, wenn das Verhältnis F der Kippfrequenz vor und nach der Reaktion durch die folgende Gleichung be rechnet wird, die Antigenkonzentration gemessen werden. FIGS. 10 and 11 show spectral density curves before and after (15 min) of the antigen-antibody reaction. These curves were obtained by dispersing 0.3 µm diameter polystyrene latex particles with anti-immunoglobulin G (anti-IgG) bound to their surface in a pH 7 buffer solution adjusted with Tris-HCl and adding immunoglobulin-G to the suspension at a concentration of 10 ^-4 g / ml and 10 ^-9 g / ml, respectively. As is apparent from Fig. 10, in the case of an antigen concentration of 10 ^-4 g / ml before the reaction, the sweep frequency was about 50 Hz and after 15 minutes it had dropped to 10 Hz. In contrast, the tipping frequency at an antigen concentration of 10 ^-9 g / ml before the reaction was about 95 Hz and decreased after the reaction to about 40 Hz. Therefore, if the ratio F of the tipping frequency before and after the reaction by the following equation is calculated, the antigen concentration can be measured.

Die Beziehung zwischen dem Verhältnis F und der Antigen- Konzentration wird angegeben durch die in Fig. 12 gezeigte Kurve. In Fig. 12 ist auf der Abszisse die Konzentration an Antigen und auf der Ordinate das Verhältnis F der Kipp frequenzen angegeben. Auf diese Weise kann erfindungsgemäß die Antigen-Konzentration gemessen werden durch Bildung des Verhältnisses F der Kippfrequenz vor und nach der Reaktion.The relationship between the ratio F and the antigen concentration is indicated by the curve shown in FIG . In Fig. 12 on the abscissa, the concentration of antigen and on the ordinate, the ratio F of the tilt frequencies is given. In this way, according to the invention, the antigen concentration can be measured by forming the ratio F of the tilt frequency before and after the reaction.

Aus den in den Fig. 10 und 11 gezeigten Kurven ist ferner zu erkennen, daß das Verhältnis R der relativen Schwankungen vor und nach der Antigen-Reaktion zusammenhängt mit der Antigen-Konzentration. Dies wird im folgenden näher erläutert. In Fig. 1 wird das elektrische Ausgangssignal aus dem Photodetektor 11, der das gestreute Licht aufnimmt, durch ein Tiefpaßfilter mit der folgenden Durchlaßfunktion H(f) geleitet,From the curves shown in FIGS. 10 and 11 it can also be seen that the ratio R of the relative fluctuations before and after the antigen reaction is related to the antigen concentration. This is explained in more detail below. In Fig. 1, the electrical output signal from the photodetector 11 , which receives the scattered light, is passed through a low-pass filter with the following pass function H (f) ,

wobei f _c die Grenzfrequenz des Tiefpaßfilters ist, die ausreichend niedriger ist als die Kippfrequenz f. Dann kann eine Veränderung der Schwankung des elektrischen Aus gangsstroms I aus dem Tiefpaßfilter folgendermaßen aus gedrückt werdenwhere f _{c is} the cut-off frequency of the low-pass filter, which is sufficiently lower than the sweep frequency f . Then a change in the fluctuation of the electrical output current I from the low-pass filter can be expressed as follows

<δ I²< = K² <N< + K² <N<² f _c/f _r, (4)< δ I ² <= K ² < N <+ K ² < N <² f _c / f _r , (4)

wobei K eine Konstante ist und N die mittlere Anzahl von Teilchen in dem streuenden Volumen. Daher kann eine relative Schwankung in dem aus dem Tiefpaßfilter austretenden Strom angegeben werden durch die folgende Gleichung (5)where K is a constant and N is the average number of particles in the scattering volume. Therefore, a relative variation in the current exiting the low-pass filter can be given by the following equation (5)

wobei γ eine Proportionalitätskonstante ist. Da angenommen werden kann, daß die Anzahl der Teilchen in dem streuenden Volumen ausreichend groß ist, kann die Gleichung (5) folgender maßen geschrieben werden.where γ is a proportionality constant. Since it can be assumed that the number of particles in the scattering volume is sufficiently large, equation (5) can be written as follows.

Diese Gleichung zeigt, daß die relative Schwankung berechnet werden kann durch Berechnung der Kippfrequenz f _r aus der Dichtespektrums-Kurve. Dann kann das Verhältnis der relativen Schwankung angegeben werden durch die folgende Gleichung (7).This equation shows that the relative fluctuation can be calculated by calculating the sweep frequency f _r from the density spectrum curve. Then the ratio of the relative fluctuation can be given by the following equation (7).

Fig. 13 zeigt die Beziehung zwischen dem Verhältnis R der relativen Schwankung und der Antigen-Konzentration. Aus dieser Figur geht deutlich hervor, daß die unbekannte Kon zentration eines Antigens berechnet werden kann durch Bildung des Verhältnisses R der relativen Schwankung vor und nach der Antigen-Antikörper-Reaktion. Das heißt vor der tatsächlichen Messung wird das Verhältnis R der relativen Schwankung bestimmt durch Verwendung von Standardproben mit bekannten Antigen-Konzentrationen zur Erstellung einer Eichkurve, die ähnlich der in Fig. 13 gezeigten Kurve ist. Dann wird das Verhältnis der relativen Schwankung für die Probe festgestellt und die zu bestimmende Antigen-Kon zentration aus der Eichkurve abgelesen. Fig. 13 shows the relationship between the ratio R of the relative fluctuation and the antigen concentration. It is clear from this figure that the unknown concentration of an antigen can be calculated by forming the ratio R of the relative fluctuation before and after the antigen-antibody reaction. That is, before the actual measurement, the ratio R of the relative fluctuation is determined by using standard samples with known antigen concentrations to prepare a calibration curve that is similar to the curve shown in FIG. 13. The ratio of the relative fluctuation for the sample is then determined and the antigen concentration to be determined is read from the calibration curve.

Das Verhältnis R der relativen Schwankung wie es durch Gleichung (7) angegeben wird, kann berechnet werden als Verhältnis der integrierten Werte der Dichtespektrums- Kurve in einem niedrigeren Frequenzbereich. Das heißt das Verhältnis R der relativen Schwankung kann auch entsprechend der folgenden Gleichung berechnet werden.The ratio R of the relative fluctuation as given by equation (7) can be calculated as the ratio of the integrated values of the density spectrum curve in a lower frequency range. That is, the ratio R of the relative fluctuation can also be calculated according to the following equation.

Wie aus den Fig. 10 und 11 hervorgeht, werden die inte grierten Werte A und B des Dichtespektrums vor und nach der Reaktion erhalten durch Integration des Dichtespektrums von 10^-1 Hz bis 10¹ Hz. Daher ist der Tiefpaßfilter so zusammengesetzt, daß er diesen Frequenzbereich durchläßt.As shown in Figs. 10 and 11, the integrated values A and B of the density spectrum before and after the reaction are obtained by integrating the density spectrum from 10 ^-1 Hz to 10¹ Hz. Therefore, the low-pass filter is composed to cover this frequency range lets through.

In den Fig. 10 und 11 ist das Verhältnis R der relativen Schwankung angegeben als Verhältnis der integrierten Werte A und B des Dichtespektrums im niedrigeren Frequenz bereich. Erfindungsgemäß ist es auch möglich, das Verhältnis R der relativen Schwankung bei einer bestimmten Frequenz im niedrigen Frequenzbereich, z. B. 10⁰ Hz zu messen. In einem solchen Falle kann ein Digitalfilter anstelle des schnellen Fourier-Transformators angewandt werden und die gesamte Konstruktion kann sehr einfach werden und die Bearbeitungszeit sehr kurz.In Figs. 10 and 11, the ratio R of the relative variation expressed as a ratio of the integrated values A and B of the density spectrum in the lower frequency range. According to the invention it is also possible to use the ratio R of the relative fluctuation at a specific frequency in the low frequency range, e.g. B. 10⁰ Hz to measure. In such a case, a digital filter can be used in place of the fast Fourier transformer, and the whole construction can be very simple and the processing time can be very short.

Wenn die Größe der Teilchenaggregate verhältnismäßig gleichförmig ist, wird das Dichte spektrum vom Lorentz Typ und nimmt ab umgekehrt proportional zum Quadrat der Frequenz jenseits der Kippfrequenz. Wenn die Aggregatgröße jedoch unterschiedlich ist, kann eine Überlagerung einer Vielzahl von Dichtespektrums-Kurven vom Lorentz Typ mit unterschiedlichen Kippfrequenzen beobachtet werden und daher nimmt die Dichte des Spektrums nicht mehr umgekehrt proportional zu der Frequenz ab. Das bedeutet, daß eine Verteilung der Aggregatgröße aus einer Konfiguration der Dichtespektrums-Kurve im höheren Frequenzbereich deutlich werden kann. Solche Daten konnten nach bekannten Analyse verfahren nicht erhalten werden und sie sind sehr wertvoll zur Analyse der Antigen-Antikörper-Reaktion. If the size of the particle aggregates is relatively uniform, that becomes density spectrum of the Lorentz type and decreases inversely proportional to the square of the frequency beyond the sweep frequency. If the aggregate size is different, however Superposition of a variety of density spectrum curves from Lorentz type observed with different tilt frequencies and therefore the density of the spectrum no longer increases inversely proportional to the frequency. That means, that a distribution of the aggregate size from a configuration the density spectrum curve clearly in the higher frequency range can be. Such data could, according to known analysis procedures cannot be obtained and they are very valuable for analysis of the antigen-antibody reaction.

Fig. 14 ist eine schematische Ansicht, die eine Ausführungs form einer automatischen immunologischen Analysierein richtung nach der Erfindung zeigt. Auch bei dieser Ausführungs form sind Teile, die den in Fig. 1 angegebenen ent sprechen, durch die gleichen Bezugszeichen wie in Fig. 1 bezeichnet. Ein von einer Laserlichtquelle 1 ausgesandter Laserstrahl wird durch einen Strahlteiler in zwei Licht strahlen 4 und 5 aufgeteilt. Der Lichtstrahl 4 wird durch eine Sammellinse 6 gesammelt und trifft auf die transparenten Zellen 7 auf, die schrittweise über eine Reaktionslinie in der durch den Pfeil A angegebenen Richtung eingeführt werden. Ein durch die Teilchen in der Reaktionsflüssigkeit in der Zelle 7, die sich gerade in der Meßstellung befindet, gestreuter Lichtstrahl wird über einen Kollimator 10, der zwei gegenüberliegende Löcher aufweist, in einem Photo multiplier 11 nachgewiesen. Der andere Lichtstrahl 5 trifft auf eine Siliciumphotodiode 8 auf und erzeugt ein Monitor signal, das eine Schwankung der Intensität des Laserstrahls 2 aus der Laserlichtquelle 1 angibt. Das Ausgangssignal aus dem Photomultiplier 11 wird in die Datenverarbeitungsvor richtung 14 über einen Verstärker 15 mit geringem Rauschen und einen Tiefpaßfilter 16 geleitet. Zur gleichen Zeit wird das Monitorsignal aus der Photodiode 8 in die Datenver arbeitungsvorrichtung 14 über einen Verstärker 13 mit geringem Rauschen eingeleitet. In der Datenverarbeitungsvorrichtung 14 werden diese Signale durch den A/D-Umwandler 17, den schnellen Fourier-Transformator 18 und die Recheneinheit 19 verarbeitet, um ein Dichtespektrum der Intensität des durch die Teilchen der Reaktionsflüssigkeit gestreuten Lichtes zu erhalten. Eine Dichtespektrumskurve kann auf einen Kathoden strahl 43 angezeigt werden. Ferner können die durch Ver arbeitung des Dichtespektrums erhaltenen Ergebnisse mit Hilfe eines Druckers 42 ausgedruckt werden. Auf diese Weise kann eine Vielzahl von Proben nacheinander analysiert werden durch Einführen von Zellen 7 entlang der Reaktionslinie. Fig. 14 is a schematic view showing an embodiment of an automatic immunological analyzer according to the invention. Also in this execution form are parts that speak the ent shown in Fig. 1 are denoted by the same reference numerals as in Fig. 1. A laser beam emitted by a laser light source 1 is divided by a beam splitter into two light beams 4 and 5 . The light beam 4 is collected by a converging lens 6 and strikes the transparent cells 7 , which are gradually introduced via a reaction line in the direction indicated by the arrow A. A light beam scattered by the particles in the reaction liquid in the cell 7 , which is currently in the measuring position, is detected in a photo multiplier 11 by means of a collimator 10 , which has two opposite holes. The other light beam 5 strikes a silicon photodiode 8 and generates a monitor signal that indicates a fluctuation in the intensity of the laser beam 2 from the laser light source 1 . The output signal from the photomultiplier 11 is passed into the data processing device 14 via an amplifier 15 with low noise and a low-pass filter 16 . At the same time, the monitor signal from the photodiode 8 is introduced into the data processing device 14 via an amplifier 13 with low noise. In the data processing device 14 , these signals are processed by the A / D converter 17 , the fast Fourier transformer 18 and the computing unit 19 in order to obtain a density spectrum of the intensity of the light scattered by the particles of the reaction liquid. A density spectrum curve can be displayed on a cathode beam 43 . Furthermore, the results obtained by processing the density spectrum can be printed out using a printer 42 . In this way, a large number of samples can be analyzed in succession by introducing cells 7 along the reaction line.

Die Fig. 15A und 15B sind eine schematische Draufsicht bzw. Seitenansicht, die eine Ausführungsform eines erfindungs gemäßen Transportmechanismus für die Zellen zeigt. Ein endloses Transportband (-Kette) 121 läuft zwischen einem Paar von (Zahn)-Rädern 121 a und 121 b und das Rad 121 a wird von einem Motor 121 c angetrieben. Der Motor 121 c wird intermittierend betrieben, um das Band 121 entlang der Reaktionslinie in Richtung des Pfeils A schrittweise fortzubewegen. Auf dem Band 121 werden die Zellen 123 eine nach der anderen in einer Ladestellung P₁ mit Hilfe des Laders 122 aufgesetzt. Anschließend wird in einer Reagenszugabestellung P₂ eine bestimmte Menge eines in einem Reagensbehälter 125 enthaltenen Reagenses in die Zelle 123 mit Hilfe der Zugabe vorrichtung 124 eingebracht. Das Reagens wird hergestellt durch Dispergieren von Polystyrollatexteilchen mit einem Durchmesser von 0,3 µm, die mit Antikörpern von Immuno globulin G (Anti-IgG) überzogen sind, in einer Pufferlösung. In einer ersten Photometriestellung P₃ trifft ein Laser lichtstrahl, der von der Lichtquelle 126 ausgesandt wird, auf den Boden der Zelle 123 und das gestreute Licht, das aus einer Seitenwand der Zelle 123 austritt, wird von dem Photodetektor 127 empfangen, um ein Dichtespektrum vor der Reaktion zu erhalten. Anschließend wird in einer Probenzu gabestellung P₄ eine bestimmte Menge der Probe in die Zelle 123 eingegeben. Die Proben sind in Bechern 129 ent halten, die über dem Umfang einer drehbaren Platte 128 angeordnet sind, die durch einen Motor 128 a synchron mit dem Band 121 bewegt wird. Nacheinander werden Proben aus den Bechern 129 in aufeinanderfolgende Zellen 123 auf dem Band 121 mit Hilfe einer Probenzugabevorrichtung 130 abgegeben. Wenn die Probe in die Zelle eingebracht worden ist, beginnt die Antigen-Antikörper-Reaktion. Figs. 15A and 15B are a schematic plan view and a side view showing an embodiment of a fiction, modern transport mechanism for the cells. An endless conveyor belt (chain) 121 runs between a pair of (tooth) wheels 121 a and 121 b and the wheel 121 a is driven by a motor 121 c . The engine is operated intermittently c 121 to the belt 121 progressively travel along the reaction line in the direction of arrow A. On the belt 121 , the cells 123 are placed one after the other in a loading position P ₁ with the help of the loader 122 . Then, in a reagent addition position P ₂, a certain amount of a reagent contained in a reagent container 125 is introduced into the cell 123 with the aid of the addition device 124 . The reagent is prepared by dispersing 0.3 µm diameter polystyrene latex particles coated with Immunoglobulin G (anti-IgG) antibodies in a buffer solution. In a first photometry position P ₃, a laser light beam, which is emitted by the light source 126 , hits the bottom of the cell 123 and the scattered light that emerges from a side wall of the cell 123 is received by the photodetector 127 to provide a density spectrum to get the reaction. A certain amount of the sample is then entered into the cell 123 in a sample supply position P ₄. The samples are contained in beakers 129 , which are arranged over the circumference of a rotatable plate 128 , which is moved by a motor 128 a in synchronism with the belt 121 . Samples are successively dispensed from the beakers 129 into successive cells 123 on the belt 121 with the aid of a sample addition device 130 . When the sample has been introduced into the cell, the antigen-antibody reaction begins.

Nach einer bestimmten Zeit in einer zweiten Photometrie stellung P₅ trifft ein Laserstrahl aus der Laserlichtquelle 131 auf die Zelle 123 über deren Boden auf und ein gestreuter Lichtstrahl wird durch einen Photodetektor 132 nachge wiesen, um ein Dichtespektrum nach der Reaktion zu erhalten. Nach der Messung wird die Zelle 123 von dem Band 121 mit Hilfe einer Abnahmevorrichtung 133 in der Zellenab nahmestellung P₆ abgenommen.After a certain time in a second photometric position P ₅, a laser beam from the laser light source 131 strikes the cell 123 via the bottom thereof and a scattered light beam is detected by a photodetector 132 in order to obtain a density spectrum after the reaction. After the measurement, the cell 123 is removed from the belt 121 with the aid of a removal device 133 in the cell removal position P ₆.

Wie oben erwähnt, werden bei der Analysiervorrichtung nach dieser Ausführungsform nacheinander Proben in aufeinander folgende Zellen eingebracht und die immunologische Reaktion in aufeinanderfolgenden Reaktionsflüssigkeiten gemessen. Auf diese Weise können aufeinanderfolgende Proben automatisch in wirksamer Weise untersucht werden. Wie oben erwähnt, bewegt sich das Transportband 121 intermittierend und die stationäre Zeit wird hauptsächlich bestimmt durch die Zeit, die erforderlich ist, photometrische Daten zu sammeln und die gesammelten Daten zu verarbeiten. Ferner wird der Abstand zwischen der Probenzugabestellung P₄ und der zweiten Photometriestellung P₅ bestimmt in Übereinstimmung mit der erforderlichen Reaktionszeit. Wenn z. B. die Zeit für das Sammeln und Verarbeiten der Daten 5 min beträgt und die erforderliche Reaktionszeit 60 min, dann sind 12 Schritte (Stopp-Stellungen) zwischen den Stellungen P₄ und P₅ erforderlich.As mentioned above, in the analyzer according to this embodiment, samples are successively introduced into successive cells and the immunological response is measured in successive reaction liquids. In this way, successive samples can be automatically and efficiently examined. As mentioned above, the conveyor belt 121 moves intermittently and the stationary time is mainly determined by the time required to collect photometric data and to process the collected data. Furthermore, the distance between the sample addition position P ₄ and the second photometry position P ₅ is determined in accordance with the required reaction time. If e.g. B. the time for collecting and processing the data is 5 minutes and the required reaction time is 60 minutes, then 12 steps (stop positions) between the positions P ₄ and P ₅ are required.

Die Fig. 16A und 16B sind eine schematische Aufsicht bzw. ein Schnitt einer erfindungsgemäßen automatischen Analysier vorrichtung. Bei dieser Ausführungsform ist eine Anzahl flacher Zellen 141 entlang der Peripherie einer drehbaren Platte 142 angeordnet, die intermittierend in der durch den Pfeil A angegeben Richtung gedreht wird. Die Platte 142 ist oberhalb eines Thermostaten 143 angeordnet, in dem eine klare Thermostatflüssigkeit 144 enthalten ist, und die Flüssig keiten in den Zellen 141 werden somit auf der gewünschten Reaktionstemperatur gehalten. Am Boden des Thermostaten 143 ist ein Ultraschallelement 145 befestigt. Die Teilchen in den Reaktionsflüssigkeiten, die sich in den Zellen 141 befinden, werden durch Ultraschallenergie ange regt und wirksam bewegt. Dadurch wird die Wahrscheinlichkeit, daß Antigen und Antikörper miteinander reagieren, erhöht und dadurch kann die Reaktionszeit verkürzt werden. Das ist besonders günstig bei einer Probe mit einer geringen Antigen- bzw. Antikörperkonzentration. Figs. 16A and 16B are device a schematic plan view and a sectional view of an automatic analyzing invention. In this embodiment, a number of flat cells 141 are arranged along the periphery of a rotatable plate 142 which is intermittently rotated in the direction indicated by the arrow A. The plate 142 is arranged above a thermostat 143 , in which a clear thermostat liquid 144 is contained, and the liquid speeds in the cells 141 are thus kept at the desired reaction temperature. An ultrasound element 145 is attached to the bottom of the thermostat 143 . The particles in the reaction liquids that are in the cells 141 are excited and effectively moved by ultrasonic energy. This increases the likelihood that the antigen and antibody will react with each other and the reaction time can be shortened. This is particularly beneficial for a sample with a low antigen or antibody concentration.

Während sich die Platte 142 intermittierend dreht, wird in einer Stellung P₁ eine bestimmte Menge Reagens, das in einem Reagensgefäß 147 enthalten ist, mit Hilfe einer Reagens abgabevorrichtung 146 in die Zelle 141 eingebracht. An schließend wird in einer Stellung P₂ eine erste photometrische Messung durchgeführt, um ein Dichtespektrum vor der Reaktion zu erhalten. Zu diesem Zweck wird ein Laserlicht strahl, der von einer Laserlichtquelle 148 emittiert wird, mit Hilfe einer optischen Faser 149 in eine Stellung inner halb des Thermostaten 143 geleitet und trifft auf den Boden der Zelle 141 auf. Das an der Seitenwand der Zelle 141 aus tretende gestreute Licht wird mit Hilfe einer optischen Faser 150 in einen Photodetektor 151 geleitet, der außer halb des Thermostaten 143 angeordnet ist.While the plate 142 is rotating intermittently, in a position P ₁ a certain amount of reagent contained in a reagent vessel 147 is introduced into the cell 141 by means of a reagent dispenser 146 . At closing, a first photometric measurement is carried out in a position P ₂ in order to obtain a density spectrum before the reaction. For this purpose, a laser light beam, which is emitted by a laser light source 148 , is guided by means of an optical fiber 149 into a position within the thermostat 143 and strikes the bottom of the cell 141 . The scattered light emerging from the side wall of the cell 141 is guided with the aid of an optical fiber 150 into a photodetector 151 which is arranged outside the thermostat 143 .

Nach Aufnahme des Dichtespektrums und vor der Reaktion wird eine bestimmte Menge einer Probe mit Hilfe einer Probenabgabe vorrichtung 152 in die Zelle 141 eingebracht. Die Proben sind in Probebehältern 153 enthalten und werden über eine Transportvorrichtung 154 in der durch den Pfeil B angegebenen Richtung transportiert, synchron mit der Dreh platte 143. Bei dieser Ausführungsform wird, um die Ver arbeitung zu verbessern, eine zweite photometrische Messung in der Stellung P₂ durchgeführt, nachdem die Drehplatte 143 sich um eine Umdrehung gedreht hat. Daher müssen die Anzahl von Zellen 141 auf der Drehplatte 143 und die Drehgeschwindigkeit der Drehplatte in Übereinstimmung mit der erforderlichen Reaktionszeit eingestellt werden. Allgemein wird die Reaktionszeit länger, wenn die Probe eine geringe Antigen- oder Antikörperkonzentration aufweist und die Dreh platte 143 wird während dieser längeren Reaktionszeit um eine Drehung gedreht. Erfindungsgemäß kann die Reaktionszeit jedoch verkürzt werden, da die Teilchen durch das Ultra schallelement 145 wirksam bewegt werden und dadurch kann die Verarbeitungsgeschwindigkeit erhöht werden. Darüber hinaus kann bei dieser Ausführungsform, da nur eine Laserlicht quelle 148 und ein Photodetektor 151 ausreichen, die gesamte Konstruktion der Analyseeinrichtung vereinfacht werden. After recording the density spectrum and before the reaction, a certain amount of a sample is introduced into the cell 141 with the aid of a sample delivery device 152 . The samples are contained in sample containers 153 and are transported via a transport device 154 in the direction indicated by the arrow B , in synchronism with the rotary plate 143 . In this embodiment, in order to improve the processing, a second photometric measurement is carried out in the position P ₂ after the rotary plate 143 has rotated one revolution. Therefore, the number of cells 141 on the rotating plate 143 and the rotating speed of the rotating plate must be set in accordance with the required response time. Generally, the reaction time becomes longer when the sample has a low antigen or antibody concentration, and the rotating plate 143 is rotated one turn during this longer reaction time. According to the invention, however, the reaction time can be shortened because the particles are effectively moved by the ultrasound element 145 and the processing speed can thereby be increased. In addition, in this embodiment, since only one laser light source 148 and one photo detector 151 are sufficient, the entire construction of the analysis device can be simplified.

Es ist ferner zu bemerken, daß die für eine Umdrehung der Drehplatte 143 erforderliche Zeit auf die kürzeste Reaktions zeit eingestellt werden kann statt auf die längste Reaktions zeit. In einem solchen Falle wird nach einer Umdrehung der Drehplatte 143 das erste Dichtespektrum gemessen und es wird untersucht, ob verwertbare Daten erhalten worden sind oder nicht. Wenn keine verwertbaren Daten erhalten worden sind, wird ein zweites Dichtespektrum aufgenommen, nachdem die Drehplatte sich um eine weitere Umdrehung gedreht hat und die Daten werden erneut überprüft. Das obige Verfahren wird wiederholt, bis verwertbare Daten erhalten worden sind. Bei einer solchen Analysiervorrichtung muß eine automatische Zufuhrvorrichtung für die Zellen und Abnahmevorrichtung für die Zellen bzw. Waschvorrichtung unabhängig für die einzelnen Zellen arbeiten.It should also be noted that the time required for one turn of the rotary plate 143 can be set to the shortest reaction time instead of the longest reaction time. In such a case, the first density spectrum is measured after one turn of the rotary plate 143 and it is examined whether usable data have been obtained or not. If no usable data has been obtained, a second density spectrum is recorded after the rotary plate has rotated another revolution and the data are checked again. The above procedure is repeated until usable data has been obtained. In the case of such an analysis device, an automatic feed device for the cells and removal device for the cells or washing device must work independently for the individual cells.

Die Fig. 17A und 17B zeigen eine weitere Ausführungsform einer erfindungsgemäßen automatischen Analysiereinrichtung. Bei dieser Ausführungsform sind Teile, die den in Fig. 16A und 16B gezeigten entsprechen, durch die in diesen Figuren verwendeten Bezugszeichen angegeben. Bei dieser Ausführungs form wird in einer Stellung P₁ eine bestimmte Menge eines Reagenses in eine Zelle 141 mit Hilfe einer Reagenszugabe vorrichtung 147 eingebracht und eine Messung vor der Reaktion durchgeführt. Anschließend wird in einer Stellung P₂ eine bestimmte Menge einer Probe, die in einem Probengefäß 153 enthalten ist, mit Hilfe einer Probenzugabevorrichtung 152 in die Zelle 141 eingebracht, um die Antigen-Antikörper- Reaktion zu starten. Nachdem die Drehplatte 142 sich höchstens eine Umdrehung gedreht hat, wenn die betreffende Zelle 141 in die Stellung P₃ gebracht worden ist, wird eine Messung durchgeführt. Bei dieser Ausführungsform wird die Zeit, die erforderlich ist, um die Drehplatte von P₂ nach P₃ zu bewegen, auf die längste Reaktionszeit eingestellt. Nachdem die Messung in Stellung P₃ beendet ist, wird die betreffende Zelle von der Drehplatte 142 entfernt und eine neue Zelle in die Drehplatte eingesetzt. Auf diese Weise können aufeinanderfolgende Proben wirksam gemessen werden. FIG. 17A and 17B show another embodiment of an automatic analyzer according to the invention. In this embodiment, parts corresponding to those shown in Figs. 16A and 16B are indicated by the reference numerals used in these figures. In this embodiment, a certain amount of a reagent is introduced into a cell 141 with the aid of a reagent addition device 147 in a position P 1 and a measurement is carried out before the reaction. Then, in a position P ₂, a certain amount of a sample contained in a sample vessel 153 is introduced into the cell 141 with the aid of a sample addition device 152 in order to start the antigen-antibody reaction. After the rotary plate 142 has rotated at most one turn when the cell 141 in question has been brought into the position P ₃, a measurement is carried out. In this embodiment, the time required to move the rotary plate from P ₂ to P ₃ is set to the longest response time. After the measurement in position P ₃ has ended, the cell in question is removed from the rotary plate 142 and a new cell is inserted into the rotary plate. In this way, successive samples can be measured effectively.

Bei dieser Ausführungsform wird die photometrische Messung in den Stellungen P₁ und P₂ vorgenommen. Es ist jedoch ebenfalls nur eine Lichtquelle 148 und ein Photodetektor 151 erforderlich. Die Laserlichtquelle 148 ist unterhalb der Zellen 141 angeordnet und ein aus der Laserlichtquelle 148 emittierter Laserstrahl trifft auf einen Halbspiegel 160, der drehbar angeordnet ist, auf. Ein durch den Halbspiegel 160 hindurchgehender Lichtstrahl wird von einer Photo diode 161 nachgewiesen und bildet ein Monitorsignal, das eine Schwankung des aus der Laserlichtquelle 148 austretenden Laserlichtstrahls anzeigt. Wenn die photometrische Messung in der Stellung P₁ durchgeführt werden soll, wird ein von dem Halbspiegel 160 reflektierter Lichtstrahl nochmals durch Reflektionsspiegel 162 bzw. 163 reflektiert und trifft dann auf eine Zelle 161 über einen Luft-Thermostaten 143 auf, die sich in der Stellung P₁ befindet. Ein Ultraschallelement 145 ist auf der Drehplatte 142 vorgesehen. Der durch die Teilchen in der Zelle gestreute Lichtstrahl trifft auf den Photodetektor 151 auf über einen kreissektorförmigen Kolli mator 164 mit zwei Eintrittslöchern 164 a und 164 b und einem Austrittsloch 164 c. Bei der Durchführung der photometrischen Messung in der Stellung P₃ wird der Halbspiegel 160 in eine durch die punktierte Linie angegebene Stellung gedreht, und ein von dem Halbspiegel reflektierter Lichtstrahl trifft auf die Zelle 141 über den Reflektionsspiegel 163 auf, die sich in der zweiten Stellung befindet. Dann trifft das von den Teilchen gestreute Licht auf den Photo detektor 151 über die Löcher 164 b und 164 c des Kolli mators 164 auf. Auf diese Weise kann die photometrische Messung erfindungsgemäß selektiv in den Stellungen P₁ bzw. P₃ durchgeführt werden. In this embodiment, the photometric measurement is made in the positions P ₁ and P ₂. However, only one light source 148 and one photodetector 151 are also required. The laser light source 148 is arranged below the cells 141 and a laser beam emitted from the laser light source 148 strikes a half mirror 160 , which is arranged rotatably. A light beam passing through the half mirror 160 is detected by a photo diode 161 and forms a monitor signal which indicates a fluctuation in the laser light beam emerging from the laser light source 148 . If the photometric measurement is to be carried out in the position P ₁, a light beam reflected by the half mirror 160 is again reflected by reflection mirrors 162 or 163 and then strikes a cell 161 via an air thermostat 143 which is in the position P ₁ is located. An ultrasonic element 145 is provided on the rotating plate 142 . The light beam scattered by the particles in the cell strikes the photodetector 151 via a circular sector-shaped colli mator 164 with two entry holes 164 a and 164 b and an exit hole 164 c . When carrying out the photometric measurement in the position P ₃, the half mirror 160 is rotated into a position indicated by the dotted line, and a light beam reflected by the half mirror strikes the cell 141 via the reflection mirror 163 , which is in the second position . Then the light scattered by the particles strikes the photo detector 151 via the holes 164 b and 164 c of the collimator 164 . In this way, the photometric measurement according to the invention can be carried out selectively in the positions P ₁ or P ₃.

Bei der oben beschriebenen Arbeitsweise wurde Immuno globulin G (IgG) als zu bestimmendes Antigen verwendet, es können jedoch auch beliebige andere Substanzen wie Immuno globulin A (IgA), IgM, IgD, IgE, Australia-Antigen und Insulin, die zur Agglutination über eine Antigen-Antikörper- Reaktion führen, verwendet werden. Ferner wurde bei der oben beschriebenen Arbeitsweise Antikörper an die Oberfläche der Teilchen gebunden und Antigen in der Probe bestimmt. Es kann jedoch auch ein Antikörper in einer Probe bestimmt werden unter Verwendung von Teilchen, an die Antigen gebunden ist. Ferner wurden bei der oben beschriebenen Ausführungsform Polystyrol-Latexteilchen verwendet. Es können jedoch auch beliebige andere organische und anorganische Teilchen wie Glasperlen u. ä. verwendet werden. Darüber hinaus ist es möglich, teilchenförmige Substanzen zu verwenden, die direkt durch Antigen-Antikörper-Reaktion gebildet werden. Wenn z. B. menschliches Villus Gonadotropin (HCG) als Antigen und anti-Human-Villus-Gonadotropin (Anti-HCG) als Antikörper verwendet wird, kann der durch die Antigen-Antikörper-Reaktion gebildete Komplex direkt als Teilchen verwendet werden. Ferner kann ein Antigen selbst als Teilchen verwendet werden. Ein Beispiel für eine derartige Antigen-Antikörper- Reaktion ist die Reaktion, bei der Candida albicans (Hefe) als Antigen und Anti-Candida albicans als Antikörper ver wendet wird. Darüber hinaus können Blutkörperchen, Zellen und Mikroorganismen als Teilchen verwendet werden.In the procedure described above, Immuno globulin G (IgG) used as the antigen to be determined can also use any other substances such as immuno globulin A (IgA), IgM, IgD, IgE, Australia antigen and Insulin, which is used for agglutination via an antigen-antibody Cause reaction to be used. Furthermore, the above working method described antibodies to the surface of the particles bound and antigen determined in the sample. However, an antibody can also be determined in a sample are bound to the antigen using particles is. Furthermore, in the embodiment described above Polystyrene latex particles used. However, it can also any other organic and inorganic particles like glass beads u. Ä. are used. Beyond that it is possible to use particulate substances directly can be formed by antigen-antibody reaction. If e.g. B. human villus gonadotropin (HCG) as an antigen and anti-human villus gonadotropin (anti-HCG) as an antibody can be used by the antigen-antibody reaction formed complex can be used directly as particles. Furthermore, an antigen itself can be used as a particle will. An example of such an antigen-antibody Reaction is the reaction in which Candida albicans (yeast) as antigen and anti-Candida albicans as antibodies ver is applied. In addition, blood cells, cells and microorganisms can be used as particles.

Außerdem wird bei der in Fig. 1 gezeigten Ausführungsform die Messung ansatzweise durchgeführt, wobei die zu unter suchenden Lösungen nacheinander in die Zelle gegeben werden. Es kann jedoch auch kontinuierlich gearbeitet werden, wobei die Antigen-Antikörper-Reaktionsflüssigkeit konti nuierlich durch die Zelle strömt. Außerdem kann anstelle der beschriebenen Lichtquelle, die einen Laser mit kohärentem Licht aussendet, irgendeine beliebige Lichtquelle verwendet werden, die nicht kohärentes Licht aussendet. In addition, in the embodiment shown in FIG. 1, the measurement is carried out batchwise, the solutions to be examined being added to the cell in succession. However, it is also possible to work continuously, with the antigen-antibody reaction liquid continuously flowing through the cell. In addition, instead of the light source described, which emits a laser with coherent light, any light source which emits non-coherent light can be used.

Zusammenfassend kann festgestellt werden, daß das erfindungs gemäße Verfahren und die dafür verwendete Vorrichtung zu den folgenden Vorteilen führen:In summary, it can be said that the invention appropriate procedures and the device used therefor lead to the following advantages:

1) Since it does not require reagents like enzymes and radioisotopes to use, which are expensive and difficult to use the analysis can be economical and easy be performed.
2) Because the accuracy and reproducibility of the fiction method is higher than that of other immuno logical analyzes that work without marking, like that Immuno-electrophoresis, immunodiffusion and sedimentation it is possible to get reliable measurement results with high To maintain accuracy.
3) Since the measurement is carried out by proof of Fluctuations in intensity of the scattered light due to the Brownian motion of the particles makes it possible to be precise Perform measurements in a short time, even if the amount the sample to be examined is extremely small.
4) In contrast to the known method in which the mean diffusion constant from the change in the spectral Width of the scattered light is detected no spectrometer required according to the invention. Therefore the entire measuring device can be kept small and cheap and it is also possible to be very accurate and reliable To achieve measurement results.
5) Since the measurement on the density spectrum of the intensity fluctuations in the scattered radiation, it is possible a lot of valuable information about the antigen-antibody Get response.
6) In the embodiments of the analysis device, at which particles in the reaction liquids by Ultra sound energy are moved, the reaction can be effective can be accelerated and this can shorten the response time even if the concentration of antigen to be determined or antibody is very low. In addition, the Accuracy of the measurement can be increased.
7) In the embodiments of the analysis device, at which a medium density spectrum by averaging a lot number of density spectrum is formed by a lot number of channels have been received, the noise can distance can be increased extraordinarily, and the accuracy and reliability of the measurement can be greatly increased will.
8) Furthermore, in embodiments of the analysis device, where the incoming light beam is chopped up and that Output signal from the photodetector through capture amplifier processed, an accurate measurement can be made with no drift or background noise being affected.
9) In the embodiment of the analysis device, at which is an optical isolator and a quarter wavelength Plate featured in the optical path of the incident light can see a variation in that from the laser light source emitted light effective due to feedback be avoided.
10) In the embodiment of the analysis device in which the cell and the incident light beam with opaque tubes or boxes are covered, the measurement can be carried out exactly be performed without being affected by stray light.
11) In the embodiment of the analysis device in which the reaction is initiated by rotating the measuring cell, which has several individual chambers, which are separated by a partition wall are separated, the photometric measurement can easily from the start of the reaction.
12) In the embodiments of the automatic analyzer successive samples can be set up automatically be measured accurately and effectively.

Claims

1. Automatic analyzer for measuring antigen-antibody reactions with

a conveying device ( 121 , 122 ; 142 ) for conveying a plurality of reaction vessels ( 123 ; 141 ) along a reaction path (A),
a sample dispenser ( 130 ; 152 ) for dispensing predetermined quantities of the samples to be analyzed into successive reaction vessels,
a reagent dispenser ( 124 ; 146 ) arranged upstream of the sample dispenser in the conveying direction for dispensing predetermined amounts of a reagent into successive reaction vessels,
Devices ( 131 ; 148 ) for introducing a light beam into the reaction vessels,
- Means ( 127 ) for detecting light scattered by particles in the reaction liquid contained in the individual reaction vessels to produce a photoelectric signal, and
Means ( 14 , 15 , 16 ) for recording the photoelectric signal and measuring the antigen-antibody reaction on the basis of the density spectrum of the intensity fluctuations of the light scattered by the particles of the reaction liquid containing the sample,

characterized in that

- A device (P ₃; P ₂, 127 ) is provided to introduce a light beam into a reaction vessel ( 123 , 141 ) which contains reagent, but no sample, in order to provide a second density spectrum of the intensity fluctuations of the light scattered by the reagent derive the antigen-antibody reaction.

2. Analyzer according to claim 1, characterized in that the conveyor comprises an endless belt ( 121 ), the revolving rollers rotate in a vertical plane.

3. Analyzer according to one of claims 1 or 2, characterized in that it has a loading device ( 122 ) with which the reaction vessels can be automatically applied to the transport device, and an unloading device ( 133 ) through which the reaction vessels automatically from can be removed from the transport device.

4. Analyzer according to claim 1, characterized in that the conveyor has a rotatable plate ( 142 ), along the circumference of which a number of reaction vessels ( 141 ) is arranged, and means for gradually rotating the plate.

5. Analyzer according to one of the preceding claims, characterized in that the device (P ₃; P ₂, 127 ) for introducing a light beam into a reagent, but no sample, containing the reaction vessel is arranged in the conveying direction of the reaction vessels immediately behind the reagent dispenser .

6. Analyzer according to claim 4, characterized in that it additionally has a liquid thermostat ( 143 ) under the rotatable plate.

7. Analyzer according to claim 6, characterized in that it additionally has an ultrasonic element ( 145 ) which is attached to the outside of the thermostat ( 143 ).

8. Analyzer according to one of claims 6 or 7, characterized in that the device introducing the light beam has a light source ( 148 ) which is arranged outside the thermostat ( 143 ) and an optical fiber ( 149 ) whose light entry end with respect to the light source ( 148 ) and the end of its exit from the reaction vessel ( 141 ) within the thermostatic liquid ( 144 ) is arranged.

9. Analyzer according to one of claims 6 to 8, characterized in that an optical fiber ( 150 ) is provided for detecting the scattered light, the light entry end of which is arranged inside the thermostatic liquid ( 144 ) and the exit end of which is arranged outside the thermostat, and a Photodetector ( 151 ), which is arranged opposite the outlet opening of the optical fiber.

10. Analyzer according to claim 9, characterized in that the light beam guiding device has a light source ( 148 ) and movable reflection mirrors ( 162 , 163 ) for reflecting the light beam on two adjacent stop positions of the rotatable plate ( 142 ), so that the light beam is optional can be directed into two reaction vessels ( 141 ), which are located in the two adjacent stop positions.

11. Analyzer according to claim 10, characterized in that for detecting the scattered light, a collimator ( 164 ) is provided with two inlet openings ( 164 a , 164 b ), which are opposite the two reaction vessels in adjacent stop positions, and an outlet opening ( 164 ) and a photodetector ( 151 ) opposite this outlet opening.

12. Analyzer according to claim 11, characterized in that the reagent input device ( 146 ) is arranged so that the particle-containing reagent is introduced into a reaction vessel ( 141 ) in one of the two adjacent stop positions, which are downstream, based on the direction of rotation of the plate , is located.

13. Analyzer according to claim 12, characterized in that the sample input device ( 152 ) is arranged so that a sample is dispensed into a reaction vessel ( 141 ) which is in a stop position immediately after the adjacent stop position.