JP2009098029A - Method and apparatus for evaluating biological reaction - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、生物学的反応による所定の物理量の変化を測定し、該生物学的反応の反応開始時を検出する生物学的反応の評価方法及び評価装置に関する。 The present invention relates to a biological reaction evaluation method and an evaluation apparatus for measuring a change in a predetermined physical quantity due to a biological reaction and detecting a start time of the biological reaction.
従来から、特定の物質の検出または濃度測定のために、生物学的反応が利用される場合があった。その場合、当該生物学的反応の進行の度合いに応じて変化する物理量を測定することによって反応が開始したことを検出し、当該反応の反応開始時に基づいて前記特定の物質の濃度を測定することが行われている。 Traditionally, biological reactions have been utilized for the detection or concentration measurement of specific substances. In that case, detecting the start of the reaction by measuring a physical quantity that changes according to the degree of progress of the biological reaction, and measuring the concentration of the specific substance based on the start of the reaction Has been done.
例えば、カブトガニの血液の抽出物(LAL : Limulus amoebocyte lysate)は、グラム陰性菌の細胞外膜の主要構成要素であるエンドトキシン(リポ多糖)と反応するとゲル化することが知られている。 For example, it is known that an extract of horseshoe crab blood (LAL: Limulus amoebocyte lysate) gels when it reacts with endotoxin (lipopolysaccharide) which is a main component of the outer membrane of Gram-negative bacteria.
このLALは、エンドトキシンと非常に高感度に反応してゲル化するので、極めて微量のエンドトキシンを検出することができる。従って、このLALを測定試薬として用いたLAL法は、エンドトキシン検出の手段として広く用いられている。 Since this LAL gels by reacting with endotoxin with very high sensitivity, an extremely small amount of endotoxin can be detected. Therefore, the LAL method using this LAL as a measurement reagent is widely used as a means for detecting endotoxin.
このLAL法においては具体的には、LAL試薬とエンドトキシンを含む検体とを混和させる。そうすると、LAL試薬とエンドトキシンとの反応により、混和液中に微小なゲル粒子が生成されるなどして、混和液がゲル化する。このゲル粒子の存在を散乱光強度または散乱光のピーク数(以下、これらをまとめて「光散乱強度」ともいう。)によって、あるいは、ゲル粒子の生成または混和液のゲル化による混和液の濁りを光透過率によって、光学的に測定している。ゲル粒子の存在を光散乱強度によって光学的に測定する方法を光散乱粒子計測法という。また、混和液の濁りを光透過率によって光学的に測定する方法を比濁法という。なお、光散乱粒子計測法において散乱光強度は、光源がレーザーなどの局所光の場合には、各粒子からの散乱光の強度の総和として検出される。その他、LEDやランプを光源とし、当該光源からの光を混和液に照射し、その際の散乱光の強度を検出する方法もある。 Specifically, in the LAL method, a LAL reagent and a specimen containing endotoxin are mixed. As a result, the reaction of the LAL reagent and endotoxin produces fine gel particles in the mixed solution, and the mixed solution gels. The presence of the gel particles depends on the scattered light intensity or the number of scattered light peaks (hereinafter collectively referred to as “light scattering intensity”), or the turbidity of the mixture due to the formation of gel particles or gelation of the mixture. Is optically measured by light transmittance. A method of optically measuring the presence of gel particles by light scattering intensity is called a light scattering particle measurement method. A method of optically measuring the turbidity of the mixed solution by the light transmittance is called a turbidimetric method. In the light scattering particle measurement method, the scattered light intensity is detected as the sum of the intensity of scattered light from each particle when the light source is local light such as a laser. In addition, there is a method in which an LED or a lamp is used as a light source, light from the light source is irradiated on the mixed solution, and the intensity of scattered light at that time is detected.
上記の場合には、光散乱強度や光透過率によってLAL試薬とエンドトキシンとの反応の進行の度合いを測定する。そして、反応が開始したと判断できる時間(反応開始時)は検体におけるエンドトキシンの濃度が高いほど短くなるので、反応が開始したと判断できる時間からエンドトキシンの濃度を測定している。
上記の反応開始時の検出において多くの場合には、検出された前記物理量の値が予め設定された閾値を超えた時点をもって反応開始時とする方法がとられていた(以下、「閾値法」ともいう。)。しかし実際には、上記のような生物学的反応は非線形で且つ連続的に変化することが多く、どの時点をもって反応開始時とするかを高精度で判定することは容易でなかった。 In many cases in the detection at the start of the reaction, a method has been adopted in which the reaction is started when the detected physical quantity value exceeds a preset threshold (hereinafter referred to as “threshold method”). Also called.) However, in reality, the biological reaction as described above often changes non-linearly and continuously, and it has not been easy to determine with high accuracy which time point is set as the start of the reaction.
また、生物学的反応によっては、反応を進行させる活性化要因(例えば酵素反応であれ
ば酵素濃度など)の量が少ないと反応に要する時間が長期化するので、前記物理量の値が閾値を超えるにも長時間を要する場合があり、このことは測定感度の向上や、効率的な測定の妨げとなっていた。
In addition, depending on the biological reaction, if the amount of the activation factor that causes the reaction to proceed (for example, the enzyme concentration in the case of an enzyme reaction) is small, the time required for the reaction becomes long, so the value of the physical quantity exceeds the threshold value. In some cases, it takes a long time, which hinders improvement in measurement sensitivity and efficient measurement.
本発明は上述の問題点に鑑みて案出されたものであり、その目的とするところは、生物学的反応の進行の度合いに応じて変化する物理量を測定することによって、該生物学的反応の反応開始時を、より短時間で且つ高精度で検出することが可能な技術を提供することである。 The present invention has been devised in view of the above-mentioned problems, and the object of the present invention is to measure the biological reaction by measuring a physical quantity that changes according to the degree of progress of the biological reaction. It is to provide a technique capable of detecting the reaction start time in a shorter time and with higher accuracy.
上記目的を達成するための本発明は、以下の点を最大の特徴とする。すなわち、生物学的反応による所定の物理量の変化を測定するとともに、この物理量の変化の積分値が所定の閾値を超えた時点を反応開始時とする。 To achieve the above object, the present invention has the following features. That is, a change in a predetermined physical quantity due to a biological reaction is measured, and a time when an integrated value of the change in the physical quantity exceeds a predetermined threshold is set as a reaction start time.
より詳しくは、生物学的反応による所定の物理量の変化を測定することで、前記生物学的反応の反応開始時を検出する生物学的反応の評価方法であって、
前記物理量の変化の積分値が所定の閾値を超えた時点を反応開始時とすることを特徴とする生物学的反応の評価方法である。
More specifically, it is a biological reaction evaluation method for detecting the start of a reaction of the biological reaction by measuring a change in a predetermined physical quantity due to the biological reaction,
The biological reaction evaluation method is characterized in that a reaction start time is a time point at which an integrated value of the change in physical quantity exceeds a predetermined threshold value.
これによれば、生物学的反応における反応活性化要因が少ないような場合においても、閾値法による場合と比較して短時間で反応開始時を検出することが可能となる。また、反応活性化要因の量と反応開始時との相関係数は、閾値法による場合と同等であることが判っており、反応開始時の高精度な検出が可能となる。 According to this, even when the reaction activation factor in the biological reaction is small, it is possible to detect the reaction start time in a shorter time than in the case of the threshold method. Further, it is known that the correlation coefficient between the amount of the reaction activation factor and the start of the reaction is the same as in the case of the threshold method, so that highly accurate detection at the start of the reaction is possible.
本発明は、特に、前記物理量の変化曲線が、測定開始後の所定期間において変化勾配が時間とともに増加傾向を示す所定の近似曲線に近似可能であるような場合に適用してもよい。 The present invention may be applied particularly in a case where the change curve of the physical quantity can be approximated to a predetermined approximate curve in which the change gradient shows an increasing tendency with time in a predetermined period after the start of measurement.
換言すると本発明は、測定開始直後は前記物理量の変化勾配が小さく、その後変化勾配が増加するような生物学的反応に適用するとよい。このような反応では、測定の開始から反応開始時までの間は反応速度が遅い特徴がある。そうすると、閾値法による場合には、反応活性化要因が少ないような場合には特に、測定開始から反応開始時までの時間が極端に長くなるおそれがある。従って、本発明をこのような生物学的反応に適用すれば、より顕著な効果を得ることができる。 In other words, the present invention is preferably applied to a biological reaction in which the change gradient of the physical quantity is small immediately after the start of measurement and then the change gradient increases. Such a reaction is characterized by a slow reaction rate between the start of measurement and the start of reaction. Then, when the threshold value method is used, the time from the start of measurement to the start of reaction may become extremely long, especially when there are few reaction activation factors. Therefore, if the present invention is applied to such a biological reaction, a more remarkable effect can be obtained.
また、本発明は、前記物理量の変化がシグモイド曲線に近似可能であるような生物学的反応に適用してもよい。シグモイド曲線は、測定開始直後は変化勾配が小さく、その後変化勾配が増加するような挙動を示すため、本発明をこのような生物学的反応に適用すれば、より顕著な効果を得ることができる。 Further, the present invention may be applied to a biological reaction in which the change in the physical quantity can be approximated to a sigmoid curve. Since the sigmoid curve shows a behavior in which the change gradient is small immediately after the start of measurement and then the change gradient increases, a more remarkable effect can be obtained by applying the present invention to such a biological reaction. .
この生物学的反応の例としては、前述のカブトガニの血球の抽出物(LAL)とエンドトキシンとの反応が挙げられる。また、この反応における前記物理量の例としては、前記カブトガニの血球の抽出物(LAL)とエンドトキシンを含む試料との混和液の光透過率、当該混和液に照射した光の散乱光強度または散乱光のピーク数が挙げられる。なお、前記物理量としては、各反応の特徴に応じて光透過率や散乱光強度、散乱光のピーク数の他、pH、発色、蛍光、電気伝導度、吸光度などが用いられる。 As an example of this biological reaction, there is a reaction between the above-described extract of blood cells of horseshoe crab (LAL) and endotoxin. Examples of the physical quantity in this reaction include the light transmittance of a mixed solution of the extract of blood cells of the horseshoe crab (LAL) and a sample containing endotoxin, the scattered light intensity or scattered light of the light irradiated to the mixed solution. The number of peaks. As the physical quantity, pH, color development, fluorescence, electrical conductivity, absorbance, etc. are used in addition to light transmittance, scattered light intensity, and number of scattered light peaks according to the characteristics of each reaction.
また、本発明は、シグモイド曲線に近似可能な所定の生物学的反応の反応開始時を検出する生物学的反応の評価装置であって、
前記生物学的反応による所定の物理量の変化を測定する測定部と、
前記測定部による測定値に基づいて、前記物理量の変化の積分値を算出する積分値算出部と、
前記積分値が所定の閾値を超えた時点を前記反応開始時として検出する反応開始時検出部と、
を備えたことを特徴とする生物学的反応の評価装置であってもよい。
Further, the present invention is a biological reaction evaluation apparatus for detecting a reaction start time of a predetermined biological reaction that can be approximated to a sigmoid curve,
A measurement unit for measuring a change in a predetermined physical quantity due to the biological reaction;
An integrated value calculating unit that calculates an integrated value of the change in the physical quantity based on the measured value by the measuring unit;
A reaction start detection unit for detecting the time when the integral value exceeds a predetermined threshold as the reaction start time;
A biological reaction evaluation apparatus characterized by comprising:
このような生物学的反応の評価装置によれば、生物学的反応における反応活性化要因の濃度が低く反応速度が遅い場合においても、より短時間で且つ高精度に、反応開始時を自動的に検出することが可能となる。 According to such a biological reaction evaluation apparatus, even when the concentration of the reaction activation factor in the biological reaction is low and the reaction rate is slow, the reaction start time can be automatically set in a shorter time and with higher accuracy. Can be detected.
なお、上記した本発明の課題を解決する手段については、可能なかぎり組み合わせて用いることができる。 The means for solving the above-described problems of the present invention can be used in combination as much as possible.
本発明にあっては、生物学的反応の進行の度合いに応じて変化する物理量を測定することによって、該生物学的反応の反応開始時を、より短時間で且つ高精度で検出することができる。 In the present invention, it is possible to detect the start of the reaction of the biological reaction in a shorter time and with higher accuracy by measuring a physical quantity that changes according to the progress of the biological reaction. it can.
以下に図面を参照して、この発明を実施するための最良の形態を例示的に詳しく説明する。 The best mode for carrying out the present invention will be exemplarily described in detail below with reference to the drawings.
生物学的反応の多くはシグモイド曲線に近似可能であることが判っている。このシグモイド曲線とは、以下の数式で表される曲線である。
f(t)=1/(1+e-(αt+β))・・・・・・・・(1)
数式(1)においてtは時間である。αは反応の活性度に関わる係数であり、αの値が大きいと反応は速やかに進行する。βは反応のラグタイムに関わる係数であり、βの値が大きいと反応は時間方向に平行移動する。複数の酵素反応がカスケード状に連鎖して最下段の酵素が最終的な物理量に変化をもたらすような反応の場合、最下段の酵素が活性するまでの時間はβの変化として処理されるべきである。
It has been found that many biological responses can approximate sigmoid curves. This sigmoid curve is a curve represented by the following mathematical formula.
f (t) = 1 / (1 + e − (αt + β) ) (1)
In Equation (1), t is time. α is a coefficient related to the activity of the reaction, and when the value of α is large, the reaction proceeds promptly. β is a coefficient related to the lag time of the reaction. When the value of β is large, the reaction moves in parallel in the time direction. In the case of a reaction in which multiple enzyme reactions are cascaded and the bottom enzyme changes the final physical quantity, the time until the bottom enzyme is activated should be treated as a change in β. is there.
図1は、生物学的反応をシグモイド曲線に近似した場合の従来の反応開始時の検出方法について説明するための図である。図1において横軸は時間t、縦軸は反応強度(物理量の変化の値)を示す。ここで、3つの曲線L1、L2、L3の順番で(Lnのnが増加するほど)、数式(1)におけるαの値が小さくなるように設定されている。このような反応に対して従来のように、反応強度(物理量の値)が所定の閾値S1を超えたことをもって反応開始時を検出する場合には、図1に示すように、αの値が小さくなるにつれて、反応強度(物理量の変化の値)が閾値S1を超えるのに要する時間が極端に長くなっている。そうすると、数式(1)におけるαが非常に低い反応系においては、反応開始時の検出に要する時間が長期化してしまい、反応の評価方法として実用的でなくなるおそれがあった。 FIG. 1 is a diagram for explaining a conventional detection method at the start of a reaction when a biological reaction is approximated to a sigmoid curve. In FIG. 1, the horizontal axis represents time t, and the vertical axis represents reaction intensity (value of change in physical quantity). Here, in the order of the three curves L1, L2, and L3 (as n of Ln increases), the value of α in Equation (1) is set to be smaller. In the case where the reaction start time is detected when the reaction intensity (physical quantity value) exceeds a predetermined threshold value S1 as in the conventional case, the value of α is set as shown in FIG. As it decreases, the time required for the reaction intensity (value of change in physical quantity) to exceed the threshold value S1 becomes extremely long. As a result, in the reaction system in which α in Formula (1) is very low, the time required for detection at the start of the reaction is prolonged, which may be impractical as a reaction evaluation method.
そこで、本実施例においては、反応強度(物理量の変化の値)が閾値S1を超えることをもって反応開始時と判定するのではなく、反応強度(物理量の変化の値)の積分値が閾値S2を超えることをもって反応開始時を検出する方法(以下「面積法」という。)を採用することとした。 Therefore, in this example, the reaction intensity (value of change in physical quantity) exceeds the threshold value S1, and it is not determined that the reaction starts, but the integrated value of reaction intensity (value of change in physical quantity) sets the threshold value S2. The method of detecting the start of the reaction when exceeding (hereinafter referred to as “area method”) was adopted.
図2は、生物学的反応をシグモイド曲線に近似した場合の面積法による反応開始時の検出の方法について説明するための図である。図2において曲線L1´、L2´、L3´は
、それぞれ図1におけるL1、L2、L3に対応している。
FIG. 2 is a diagram for explaining a detection method at the start of the reaction by the area method when a biological reaction is approximated to a sigmoid curve. In FIG. 2, curves L1 ′, L2 ′, and L3 ′ correspond to L1, L2, and L3 in FIG. 1, respectively.
図2において、L1´における反応開始時が、図1のL1における反応開始時と同時期になるように、閾値S2の値を決定した。そうすると、面積法を採用した場合には、L2´、L3´のそれぞれの曲線における反応強度(物理量の変化の値)の積分値が閾値S2を超えるまでの時間は、図1においてL2、L3の反応強度(物理量の変化の値)が閾値S1を超えるまでの時間と比較して明らかに短くなった。このように、本実施例における面積法を採用して反応開始時の検出を行うことによって、検出に要する時間を大幅に短縮することができる。 In FIG. 2, the value of the threshold value S2 is determined so that the reaction start time at L1 ′ coincides with the reaction start time at L1 in FIG. Then, when the area method is adopted, the time until the integrated value of the reaction intensity (value of change in physical quantity) in each curve of L2 ′ and L3 ′ exceeds the threshold value S2 in FIG. The reaction intensity (value of change in physical quantity) was clearly shortened compared to the time until the threshold value S1 was exceeded. Thus, the time required for detection can be greatly shortened by adopting the area method in this example and performing detection at the start of the reaction.
図3は、閾値法と本実施例に係る面積法とにおいてシグモイド関数のα値を横軸にとって種々変化させ、反応開始時Tを縦軸にとった場合の、αとTの関係について両対数でプロットした結果である。ここでは閾値S1と閾値S2の両方を0.5に設定している。図3に示すように、面積法によれば、閾値法と比較して、同じαに対するTの値を大幅に短縮することができる。また、αとTとの間の相関係数は閾値法と面積法において同等であり、測定の信憑性は両方の場合で略同等であることが判る。 FIG. 3 shows the logarithm of the relationship between α and T when the α value of the sigmoid function is variously changed along the horizontal axis in the threshold method and the area method according to the present embodiment, and the reaction start time T is taken along the vertical axis. It is the result plotted by. Here, both threshold value S1 and threshold value S2 are set to 0.5. As shown in FIG. 3, according to the area method, the value of T for the same α can be significantly shortened as compared with the threshold method. Further, it can be seen that the correlation coefficient between α and T is equivalent in the threshold method and the area method, and the reliability of the measurement is substantially the same in both cases.
例えば図3において、α=0.1の場合におけるTの値は、閾値法では100となるのに対し面積法においては、40.3となり、Tの値は60%の減少率を達成している。また、α=1の場合においては、閾値法10に対し面積法6.3、さらにα=10の場合においては、閾値法1に対し、面積法0.8となる。このように、本実施例における面積法では、αの値が小さいほど、Tの値を大幅に短縮することができる。
For example, in FIG. 3, when α = 0.1, the value of T is 100 in the threshold method, whereas it is 40.3 in the area method, and the value of T achieves a reduction rate of 60%. Yes. When α = 1, the area method is 6.3 with respect to the
次に、本実施例における面積法を、実際の生物学的反応の反応開始時の検出に用いた場合の結果について説明する。ここでは、本実施例における面積法を、先述のカブトガニの血液の抽出物(LAL)とエンドトキシンとの反応における反応開始時の検出に適用した。 Next, the results when the area method in the present example is used for detection at the start of the actual biological reaction will be described. Here, the area method in this example was applied to the detection at the start of the reaction in the reaction between the above-described blood crab blood extract (LAL) and endotoxin.
このLALは、エンドトキシンと非常に高感度に反応してゲル化するので、極めて微量のエンドトキシンを検出することができる。従って前述のように、このLALは、エンドトキシン検出のための測定試薬として広く用いられている。 Since this LAL gels by reacting with endotoxin with very high sensitivity, an extremely small amount of endotoxin can be detected. Therefore, as described above, this LAL is widely used as a measurement reagent for detecting endotoxin.
LALとエンドトキシンとの反応における反応開始時を検出する場合には、LALとエンドトキシンを含む試料とを混和させる。そうすると、LALとエンドトキシンとの反応により、混和液中に微小なゲル粒子が生成されるなどして、混和液がゲル化する。このゲル粒子の生成(ゲル凝集)による混和液の濁りを光透過率の変化によって光学的に測定する(比濁法)ことで、LALとエンドトキシンの反応開始時を検出し、この判定開始時に基づいて、エンドトキシンの濃度を測定する。 When detecting the reaction start time in the reaction between LAL and endotoxin, the sample containing LAL and endotoxin is mixed. If it does so, a reaction liquid of LAL and endotoxin will produce | generate a micro gel particle in a liquid mixture, for example, and a liquid mixture will gelatinize. The turbidity of the admixture due to the formation of gel particles (gel aggregation) is optically measured by the change in light transmittance (turbidimetric method) to detect the start of the reaction between LAL and endotoxin. To determine the endotoxin concentration.
図4には、閾値S1及びS2を0.25と設定した場合の、閾値法と面積法を用いた場合における実際のエンドトキシン濃度と、ゲルの凝集開始時間との関係を示す。ここでは横軸をエンドトキシン濃度とし、縦軸を凝集開始時間として両対数でプロットしている。なお、凝集開始時間は本実施例において反応開始時に相当する。図4に示すように、閾値法及び面積法の両方において、高い相関でエンドトキシン濃度と凝集開始時間との関係を線形に近似することができた。 FIG. 4 shows the relationship between the actual endotoxin concentration and the gel aggregation start time when the threshold method and the area method are used when the threshold values S1 and S2 are set to 0.25. Here, the horizontal axis is the endotoxin concentration, and the vertical axis is the agglutination start time and plotted in log-log. The aggregation start time corresponds to the start of the reaction in this example. As shown in FIG. 4, in both the threshold method and the area method, the relationship between the endotoxin concentration and the aggregation start time could be linearly approximated with high correlation.
図4から分かるように、この場合にもエンドトキシンの濃度が低いほど、閾値法と面積法における凝集開始時間の差は拡大し、エンドトキシン濃度が0.02pg/mLの場合における凝集開始時間は閾値法では145分であるのに対し、面積法では93分という結果であった。また、エンドトキシン濃度が0.1pg/mLの場合において凝集開始時間
は閾値法では77分、面積法では51分となった。さらに、エンドトキシン濃度が1pg/mLにおいて凝集開始時間は閾値法で31分、面積法では27分となった。
As can be seen from FIG. 4, also in this case, the lower the endotoxin concentration, the larger the difference in the aggregation start time between the threshold method and the area method, and the aggregation start time when the endotoxin concentration is 0.02 pg / mL is the threshold method. Was 145 minutes, whereas the area method was 93 minutes. When the endotoxin concentration was 0.1 pg / mL, the aggregation start time was 77 minutes by the threshold method and 51 minutes by the area method. Furthermore, when the endotoxin concentration was 1 pg / mL, the aggregation start time was 31 minutes by the threshold method and 27 minutes by the area method.
なお、上記においては、LALとエンドトキシンとの反応の進行による混和液の濁度の変化をシグモイド曲線に近似した例について説明したが、この近似曲線はシグモイド曲線に限られない。 In the above description, the example in which the change in the turbidity of the mixed solution due to the progress of the reaction between LAL and endotoxin is approximated to a sigmoid curve, but this approximate curve is not limited to a sigmoid curve.
例えば、生物学的反応が近似しうる近似曲線としては、アロメトリー関数などのべき関数や、指数関数、ロジスティック関数、成長関数などが例示できる。また、対数正規分布関数、ローレンツピーク関数、ヴォイトピーク関数などピークを有する関数の増加領域を近似曲線として用いてもよい。これらの曲線は測定開始直後は反応強度(物理量の変化の値)の変化勾配が小さく、その後変化勾配が増加するような特性を示すことが多いので、本発明を適用するのに好適である。 For example, examples of approximate curves that can approximate biological responses include power functions such as allometry functions, exponential functions, logistic functions, and growth functions. Further, an increasing region of a function having a peak such as a lognormal distribution function, a Lorentz peak function, or a Voith peak function may be used as the approximate curve. These curves are suitable for the application of the present invention because they often show characteristics such that the change gradient of the reaction intensity (value of change in physical quantity) is small immediately after the start of measurement and the change gradient thereafter increases.
次に、本発明の実施例2について説明する。実施例1においては、LALとエンドトキシンとの反応を、混和液のゲル化による濁度の変化を光透過率の変化で検出することによって評価する例について説明した。これに対し本実施例においては、LALとエンドトキシンの反応によるゲル粒子の発生、増加を散乱光の量(数)の変化によって測定する例(光散乱粒子計測法)について説明する。 Next, a second embodiment of the present invention will be described. In Example 1, an example was described in which the reaction between LAL and endotoxin was evaluated by detecting a change in turbidity due to gelation of the mixture by a change in light transmittance. In contrast, in this example, an example (light scattering particle measurement method) in which the generation and increase of gel particles due to the reaction between LAL and endotoxin is measured by changing the amount (number) of scattered light will be described.
LALとエンドトキシンを含む試料とを混和させ、攪拌反応させた際には、混和液中でゲル粒子が発生成長するゲル凝集が生じる。本実施例では、LALとエンドトキシンを含む試料との混和液中にレーザー光を絞り込んで照射し、混和液中を通過するレーザー光を微小粒子が横切ったときに発生する散乱光を顕微的に検出し、一つ一つの粒子を検出できるレーザー光散乱計測装置を用いてゲル粒子が生成する過程を観察した。そして、散乱光のピーク数をカウントすることで検出されたゲル粒子の数によって、LALとエンドトキシンとの反応の進行を評価した。 When LAL and a sample containing endotoxin are mixed and reacted with stirring, gel aggregation occurs in which gel particles are generated and grown in the mixed solution. In this example, the laser light is squeezed and irradiated into the mixture of the sample containing LAL and endotoxin, and the scattered light generated when the microparticles traverse the laser light passing through the mixture is detected microscopically. Then, the process of generating gel particles was observed using a laser light scattering measuring device capable of detecting individual particles. Then, the progress of the reaction between LAL and endotoxin was evaluated based on the number of gel particles detected by counting the number of peaks of scattered light.
図5には、このような測定において、閾値法における閾値S1を粒子数50個とした場合と、面積法において閾値S2を累計粒子数50個とした場合の、エンドトキシンの濃度と凝集開始時間との関係を両対数でプロットしたグラフを示す。この場合も、閾値法及び面積法の両方についてエンドトキシン濃度とゲル凝集開始時間との関係を図5のように高い相関で線形に近似することができた。また、この場合にもエンドトキシンの濃度が低いほど閾値法と面積法で検出される凝集開始時間の差は拡大し、エンドトキシン濃度が0.2pg/mLにおける凝集開始時間は閾値法では58分、面積法では52分となった FIG. 5 shows the endotoxin concentration and aggregation start time when the threshold value S1 in the threshold method is 50 particles and the threshold value S2 is 50 in the area method. The graph which plotted this relationship by the logarithm is shown. Also in this case, the relationship between the endotoxin concentration and the gel aggregation start time for both the threshold method and the area method could be linearly approximated with high correlation as shown in FIG. Also in this case, the lower the endotoxin concentration, the larger the difference between the aggregation start times detected by the threshold method and the area method, and the aggregation start time at an endotoxin concentration of 0.2 pg / mL is 58 minutes by the threshold method. It became 52 minutes by law
次に、本発明の実施例3について説明する。本実施例では、面積法を用いて生物学的反応の反応開始時を検出する反応評価装置について説明する。 Next, Embodiment 3 of the present invention will be described. In this example, a reaction evaluation apparatus that detects the start of a biological reaction using the area method will be described.
図6には、本実施例における反応評価装置1の概略構成を示す。本実施例における反応評価装置1は、反応の進行とともに濁度が変化する生物学的反応が生じる試料溶液(例えば、LALとエンドトキシンとの混和液)の光透過率の変化を測定する測定ユニット2と、測定ユニット2において測定された光透過率に相当するアナログ信号を増幅する増幅回路4、増幅回路4において増幅されたアナログ信号をデジタル信号に変換するA/D変換器6、A/D変換器6において変換されたデジタル信号が入力されて、面積法に基づいて反応開始時を検出する演算ユニット8、演算ユニット8における検出結果を表示する表示ユニット10を有している。
In FIG. 6, schematic structure of the
ここで、測定ユニット2には、レーザー光源20、受光素子23、レーザー光源20から出射されたレーザー光を略平行光として試料溶液中を通過させるための入射光学系21、試料溶液を透過したレーザー透過光を受光素子23の受光面に集光させるための出射光学系22が設けられている。
Here, the
反応評価装置1において例えば、LALとエンドトキシンの攪拌反応によるゲルの凝集開始時間の検出を行う場合には、キュベット24内にLALの試薬とエンドトキシンを含む試料とを導入して混和液を生成する。そして、マグネチックスターラーバー25をキュベット24内に導入する。その状態で、キュベット24を測定ユニット2にセットする。
For example, when the
そうすると、攪拌装置25の作動が開始し、キュベット24内の混和液の攪拌が継続的に実行される。また、レーザー光源20が発光し、レーザー光が入射光学系21において平行光とされ、キュベット24内の混和液中に照射される。
Then, the operation of the stirring
そうすると、キュベット24内では、混和液におけるゲル粒子の発生、増加とともに濁度が上昇し、逆に光透過率が低下する。これにより、出射光学系22を通過して受光素子23に集光される光量が減少する。
Then, in the
この光透過率の変化は、増幅回路4で増幅され、A/D変換器6でデジタル化されて演算ユニット8に入力される。この演算ユニット8には、各種プログラムが記憶されたROM及びCPUが備えられている。この演算ユニット8においては、ROMに記憶されたプログラムが実行されることによって、入力された光強度が初期値から差し引かれて差分が求められるとともに、この差分が積分される。そして、別のプログラムが実行されることによって、得られた積分値が測定者によって予め入力された閾値S2と比較され、積分値が閾値S2以下の場合には、凝集が開始していないと判定される。一方、積分値が閾値S2より大きい場合には、凝集が開始していると判定される。
This change in light transmittance is amplified by the
そして、表示ユニット10においては、凝集開始しているか否かの表示と、凝集開始した場合には、凝集開始時間が表示される。なお、本実施例においても凝集開始時間は反応開始時に相当する。
The
以上、説明したように、本実施例に係る反応評価装置においては、LALとエンドトキシンを含む試料の混和液におけるゲル凝集に起因する濁度の増加を、混和液の透過光の減少量として測定する。 As described above, in the reaction evaluation apparatus according to the present embodiment, an increase in turbidity due to gel aggregation in a mixed solution of a sample containing LAL and endotoxin is measured as a decrease in transmitted light of the mixed solution. .
そして、透過光量の減少量を積分することで変化カーブの面積を演算し、この面積が閾値S2を超えたことをもって前記反応が凝集開始時に到達したことを検出した。 Then, the area of the change curve was calculated by integrating the amount of decrease in the amount of transmitted light, and it was detected that the reaction had reached the start of aggregation when this area exceeded the threshold value S2.
これによれば、LALとエンドトキシンとの反応のように、反応の進行とともに混和液の光透過率が変化する生物学的反応の反応開始時を面積法によって自動的に判定可能である。従って、従来の閾値法を用いた装置より早期に、反応開始時の検出を行うことができる。また、面積法に基づく演算を演算ユニット8において自動的に実行できるので、より簡単に反応開始時の検出を行うことができる。
According to this, the reaction start time of a biological reaction in which the light transmittance of the mixed solution changes with the progress of the reaction, such as the reaction between LAL and endotoxin, can be automatically determined by the area method. Therefore, detection at the start of reaction can be performed earlier than an apparatus using the conventional threshold method. In addition, since the calculation based on the area method can be automatically executed in the
なお、本実施例において測定ユニット2は測定部に相当する。演算ユニット8において、入力された光強度を初期値から差し引くとともに差分を積分するプログラムは積分値算出部に相当する。また演算ユニット8において、積分値を閾値S2と比較し、積分値が閾値S2以下の場合には凝集が開始していないと判定し、積分値が閾値S2より大きい場合には凝集が開始していると判定するプログラムは、反応開始時検出部に相当する。
In this embodiment, the
また、本実施例における演算ユニット8においては、測定者の判断によって面積法による反応開始時の検出と閾値法による反応開始時の検出を選択可能としてもよい。
Further, in the
また、本実施例における測定ユニット2においては、混和液の光透過率の変化より、LALとエンドトキシンとの反応の進行の度合いを測定したが、測定方法はこれに限られない。例えば、LALとエンドトキシンを含む試料との混和液中にレーザー光を絞り込んで照射し、混和液中を通過するレーザー光を微小粒子が横切ったときに発生する散乱光のピークを顕微的に検出し、混和液に発生したゲル粒子の数をカウントすることで反応の進行の度合いを測定するようにしてもよい。なお、その場合には、演算ユニット8では、カウントされた散乱光のピーク数を積分して積分値(合計カウント数)が閾値より大きくなったことをもって、凝集が開始したことを検出してもよい。
In the
また、例えば、LALとエンドトキシンを含む試料との混和液中にレーザー光を照射し、混和液中を通過するレーザー光が各微小粒子に照射されたときに発生する散乱光の強度の総和によって、反応の進行の度合いを測定するようにしてもよい。 In addition, for example, by irradiating a laser beam into a mixed solution of a sample containing LAL and endotoxin, and by summing the intensity of scattered light generated when the laser light passing through the mixed solution is irradiated to each microparticle, The degree of progress of the reaction may be measured.
すなわちこの場合には、レーザー光源からのレーザー光を、混和液中の微小領域に照射し、その微小領域を通過する粒子によって散乱された散乱光を受光素子によって検出する。そして、演算ユニット8において、検出された散乱光の強度の総和を算出し、散乱光強度の総和の値が閾値より大きくなったことをもって、凝集が開始したことを検出する。
That is, in this case, laser light from a laser light source is irradiated onto a minute region in the mixture, and scattered light scattered by particles passing through the minute region is detected by a light receiving element. Then, the
また、上記の実施例で示したLALとエンドトキシンとの反応の他、同様の酵素カスケード反応としての、ヒト血液の凝固系の反応へ本発明を適用してもよい。また、酵素反応による各種物理量の変化(例えばグルコースオキシターゼによるグルコースのグルコノラクトンへの変化に伴うpH変化)や、比色試薬の吸光度変化(比色試薬への重金属結合に伴う吸光度変化)を利用して本発明を実施してもよい。 Further, in addition to the reaction between LAL and endotoxin shown in the above examples, the present invention may be applied to human blood coagulation reaction as a similar enzyme cascade reaction. In addition, changes in various physical quantities due to enzyme reactions (for example, pH changes due to glucose gluconolactone changes due to glucose oxidase) and absorbance changes of colorimetric reagents (absorbance changes accompanying heavy metal binding to colorimetric reagents) are used. Thus, the present invention may be implemented.
1・・・反応評価装置
2・・・測定ユニット
4・・・増幅回路
6・・・A/D変換器
8・・・演算ユニット
10・・・表示ユニット
20・・・レーザー光源
21・・・入射光学系
22・・・出射光学系
23・・・受光素子
24・・・キュベット
25・・・マグネチックスターラーバー
26・・・攪拌装置
DESCRIPTION OF
Claims (7)
前記物理量の変化の積分値が所定の閾値を超えた時点を反応開始時とすることを特徴とする生物学的反応の評価方法。 A biological reaction evaluation method for detecting a start of reaction of the biological reaction by measuring a change in a predetermined physical quantity due to the biological reaction,
A biological reaction evaluation method, characterized in that a reaction start time is a time point at which an integrated value of a change in physical quantity exceeds a predetermined threshold value.
前記生物学的反応による所定の物理量の変化を測定する測定部と、
前記測定部による測定値に基づいて、前記物理量の変化の積分値を算出する積分値算出部と、
前記積分値が所定の閾値を超えた時点を前記反応開始時として検出する反応開始時検出部と、
を備えたことを特徴とする生物学的反応の評価装置。 A biological reaction evaluation device for detecting a reaction start time of a predetermined biological reaction that can be approximated to a sigmoid curve,
A measurement unit for measuring a change in a predetermined physical quantity due to the biological reaction;
An integrated value calculating unit that calculates an integrated value of the change in the physical quantity based on the measured value by the measuring unit;
A reaction start detection unit for detecting the time when the integral value exceeds a predetermined threshold as the reaction start time;
An apparatus for evaluating biological reactions, comprising:
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