JP3631373B2 - Immunoassay and immunoassay apparatus - Google Patents
Immunoassay and immunoassay apparatus Download PDFInfo
- Publication number
- JP3631373B2 JP3631373B2 JP15771498A JP15771498A JP3631373B2 JP 3631373 B2 JP3631373 B2 JP 3631373B2 JP 15771498 A JP15771498 A JP 15771498A JP 15771498 A JP15771498 A JP 15771498A JP 3631373 B2 JP3631373 B2 JP 3631373B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- change
- resonance
- substance
- resonance frequency
- measured
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Images
Description
【0001】
【発明の属する技術分野】
本発明は、有機分子、蛋白質、オルガネラ、微生物などの濃度を免疫的な反応を利用して、検出する免疫分析法および免疫分析装置に関する。
【0002】
【従来の技術】
従来、免疫分析法のなかで、免疫凝集を利用した手法が、比較的簡便な手法として用いられている。この免疫凝集法の中で、ラテックス粒子などの微小球に抗体を修飾して、反応を行わせることによって、より汎用的に免疫凝集法の手法が応用できることが知られている。この免疫凝集法は、基本的に目視による判定であるため、定量性の点で問題がある。また、凝集パターンが形成されるまでに数時間を要する場合もあり時間的な問題もあった。
【0003】
この凝集反応を水晶振動子によって、検出しようとする試みが、Muratsuguら(Anal.Chem.1992,64,2483−)によって、開示されている。水晶振動子を用いる免疫計測法としては、これに先立ち、水晶振動子表面に抗体を固定化し、抗体に抗原が結合することによって生じる重量変化に伴う共振周波数変化をもとに免疫計測を行う方法が開示されている。さらに、本発明者らによって、酵素反応に基づく凝固反応を水晶振動子の共振周波数あるいは共振抵抗によって測定し、生化学検出に用いる手法も開示されている。この場合、微粒子の沈降によって、凝固反応による共振周波数変化を高める手法についても開示されている。また、共振周波数と共振抵抗の変化の比を比較することによって、水晶振動子表面の物質の粘弾性的な変化を検出できることも本発明者らによって開示されている。
【0004】
【発明が解決しようとする課題】
Muratsuguらの手法では、水晶振動子に接した溶液中の免疫凝集反応の際の水晶振動子の共振周波数変化のみを計測するため、周波数変化の要因が、凝集によるものなのか、別の要因によるものなのかを判断する明確な判断基準がないという問題があった。したがって、凝集反応に基づく、変化量を明確に検出可能にする分析法と分析装置を提供することが本発明の課題である。
【0005】
【課題を解決するための手段】
抗体、レクチンなど特異的吸着性のある蛋白質の固定化された微小粒子と被測定物質である対象物質の反応によって、被測定物質の濃度を分析する方法において、微粒子単独で、水晶振動子上に堆積した場合と、微粒子と対象物質とが結合した凝集体が水晶振動子上に堆積した場合では、粘弾性的な性質が異なるため、共振周波数の変化と共振抵抗の変化の割合が異なることを利用して、沈降物質の違いを判定して、凝集体が沈降した際の変化量から被測定物質の濃度を検出する免疫分析法を考案した。
【0006】
この手法を実現する装置として、すくなくとも底面に水晶振動子を配置した液体保持チャンバー、温度制御手段、水晶振動子の共振周波数および共振抵抗の測定回路を有するとともに、抗体、レクチンなど特異的吸着性のある蛋白質の固定化された微小粒子と被測定物質である対象物質の反応によって微粒子と抗原物質とが結合したマトリクス粒子と微粒子の沈降を識別し共振周波数と共振抵抗の変化の割合および変化量を検出して被測定物質の濃度に変換するデータ処理手段を有する免疫分析装置を考案した。
【0007】
【発明の実施の形態】
以下図面を用いて、本発明の実施例について説明する。
図1は、本発明の免疫分析法の原理を測定操作手順に沿って説明したものである。図1(a)は、水晶振動子1を底面にした液体保持チャンバー2であり、この中に、図1(b)で示した抗体、レクチンなど特異的吸着性のある蛋白質の固定化されたラテックスビーズなどの微小粒子4の懸濁液を入れる(Step1)。この微小粒子は、底面に堆積を始め、図1(d)の中のAで示した堆積層を形成する(Step2)。続いて、図1(e)で示した被測定物である特異的吸着性を持つ物質を含む溶液をチャンバー内に加える(Step3)。これによって、図1(f)に示すように特異吸着反応が、開始され、微粒子と被測定物質5の免疫凝集体が形成されるようになる。この免疫凝集体は、沈降を始め、図1(g)で示すように、免疫凝集体の堆積層Bの堆積が始まる(Step4)。
【0008】
この堆積層をさらに詳しく見ると図2のようになる。微粒子のみが堆積したA層は、比較的粒子が密に堆積しており、粘性的には比較的高い状態になる。免疫凝集体の堆積したB層は、免疫凝集体が、構造的に粗な状態で結合しているため、粘性的には比較的小さい状態で堆積している。さらに、被測定物質の種類によっては、免疫反応の初期過程で、A層の堆積物表面に密な状態で、C層として示すような、免疫凝集層が形成することもある。C層は、結合が密になり粘性的性質は、高くなる。
【0009】
ラテックス粒子に硝化細菌抗体を固定化し、硝酸菌試料に対して測定を行った際の測定結果をもとに、以上で説明した工程における水晶振動子の共振周波数と共振抵抗の変化を以下に対応させて説明する。図3(a)は、共振周波数の時間変化を示したもので、図3(b)は、共振抵抗の時間変化を示したものである。まず、Step1(S1)の微粒子懸濁液のチャンバーへの注入によって、液体の粘性のため、共振周波数は大きく減少し、共振抵抗は、増加する。次に、Step2(S2)の微粒子の堆積によって、水晶振動子表面の重量変化が生じ、共振周波数は、ゆっくり減少し、共振抵抗は、堆積層の粘性的な性質によって、徐々に増加する。さらに、被測定物質の溶液を加えると(Step3:S3)、この後のStep4(S4)の免疫凝集体の堆積において、堆積による重量変化によって、共振周波数は急速に減少した後、沈降の収束に伴い緩やかな減少となる。これは、免疫凝集体の沈降が比較的短時間で起こるからである。共振抵抗も免疫凝集体の堆積による粘性的性質の増加によって、急速に増加した後、緩やかな増加になる。最終的には、どちらもほとんど増加は見られなくなる。
【0010】
以上の変化を、図3(c)に示す共振周波数と共振抵抗をプロットしたグラフにおいて説明すると、Step2の部分の傾きとStep4の部分の傾きが異なることがわかる。この傾きの違いは、重量変化を反映する共振周波数変化に対して、表面の粘性変化を反映する共振抵抗の変化の程度の違いを示しており、この違いによって堆積物の違いを識別することができる。すなわち、Step2の部分は、微粒子のみの堆積によるもので、Step4の部分が、免疫凝集体の堆積によるものである。図3(c)のStep4の部分には、さらに2つの傾き部分Step4aとStep4bが存在することがわかる。このStep4aが、図2で示した密な免疫凝集体のC層に相当するものであり、Step4bの部分が、図2のB層に相当するものである。Step4aの部分の傾きは、Step2の傾きより大きくなっており、Step4bの部分の傾きは、Step2よりも小さくなっていることがわかる。変化量の指標としては、このStep4の部分の共振周波数または共振抵抗の変化量を求め、あらかじめ求めた検量線から濃度を算出することができる。
【0011】
次に、被測定物質のブランク溶液を用いた場合の共振周波数−共振抵抗プロットを図3(d)に示す。図3(d)において、微粒子の堆積を表すStep2の部分の傾きは、図3(c)と同様に観察されるが、Step4の部分が大きく異なることがわかる。このStep4の部分の傾きは、Step2の傾きに近い値であり、ここでは、免疫凝集体が形成されず、微粒子の堆積が継続していることがわかる。ここで、Step2とStep4で傾きがわずかに異なるのは、溶液の組成の変化などによるものである。
【0012】
次に、図4は、本免疫分析を行うためのめの免疫分析装置の模式図を示したものである。図4において、免疫分析装置は、底面に水晶振動子を配置した液体保持チャンバー21、温度制御手段22、水晶振動子の共振周波数および共振抵抗の測定回路23、抗体、レクチンなど特異的吸着性のある蛋白質の固定化された微小粒子と被測定物質である抗原物質の反応によって前記微粒子と対象物質とが結合したマトリクス粒子と前記微粒子の沈降を識別し共振周波数と共振抵抗の変化の割合および変化量を検出して被測定物質の濃度に変換するデータ処理手段24、表示装置25、キースイッチ26によって構成されている。チャンバー21とそれに対応する測定回路23を複数個設置することで、複数の試料の同時測定を可能にすることもできる。
【0013】
実際の試料として、ラテックス粒子に硝化細菌抗体を固定化し、硝酸菌試料に対して、Step4部分の共振周波数変化と硝化細菌濃度の関係を測定した結果を図5に示す。測定は、30分程度で終了し、従来数時間かかっていたのに対して大幅に測定時間を低減することができた。また、測定感度も目視に比べて向上させることができた。
【0014】
さらに、本実施例では、ずり振動モードの水晶振動子を用いて説明を行ったが、水晶振動子以外のずり振動モードの圧電素子を用いることも可能である。
【0015】
【発明の効果】
本発明の免疫分析法および免疫分析装置によって、免疫凝集体の堆積を明確に見分けることができるようになり、確度および精度の高い免疫凝集法の測定を行えるようになった。さらに、本発明によって、測定時間が大幅に短縮でき、測定の定量化が可能になり、測定感度を感度を向上させることが可能になった。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明の免疫分析法の原理の説明図である。
【図2】本発明の免疫分析法の原理の説明図である。
【図3】本発明の免疫分析法の原理の説明図である。
【図4】本発明の免疫分析装置の構成図である。
【図5】本発明の免疫分析法の測定例を示す図である。
【符号の説明】
1 水晶振動子
2 液体保持チャンバー
4 蛋白質固定化微小粒子
5 被測定物質
21 液体保持チャンバー
22 温度制御手段
23 共振周波数および共振抵抗の測定回路
24 データ処理手段
25 表示装置
26 キースイッチ[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an immunoassay method and an immunoassay apparatus for detecting the concentration of organic molecules, proteins, organelles, microorganisms, etc. using an immune reaction.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, among immunoassays, a technique using immunoagglutination has been used as a relatively simple technique. In this immunoaggregation method, it is known that the technique of the immunoaggregation method can be applied more generally by modifying the antibody to microspheres such as latex particles and causing the reaction to occur. Since this immunoagglutination method is basically a visual determination, there is a problem in terms of quantitativeness. In addition, it may take several hours until the aggregation pattern is formed, which causes a problem in time.
[0003]
An attempt to detect this agglutination reaction with a quartz crystal resonator is disclosed by Muratsugu et al. (Anal. Chem. 1992, 64, 2483). As an immunoassay method using a quartz resonator, prior to this, an antibody is immobilized on the surface of the quartz resonator, and an immunoassay is performed based on a resonance frequency change accompanying a change in weight caused by binding of an antigen to the antibody. Is disclosed. Furthermore, the present inventors have also disclosed a method of measuring a coagulation reaction based on an enzyme reaction with a resonance frequency or a resonance resistance of a crystal resonator and using it for biochemical detection. In this case, a method of increasing the resonance frequency change due to the solidification reaction by sedimentation of fine particles is also disclosed. It has also been disclosed by the present inventors that the viscoelastic change of the substance on the surface of the crystal resonator can be detected by comparing the ratio of the change in the resonance frequency and the resonance resistance.
[0004]
[Problems to be solved by the invention]
In the method of Muratsugu et al., Only the resonance frequency change of the crystal resonator during the immune aggregation reaction in the solution in contact with the crystal resonator is measured, so whether the cause of the frequency change is due to aggregation or another factor There was a problem that there was no clear standard for judging whether it was. Accordingly, it is an object of the present invention to provide an analysis method and an analysis apparatus that can clearly detect the amount of change based on the agglutination reaction.
[0005]
[Means for Solving the Problems]
In a method of analyzing the concentration of a substance to be measured by the reaction of a target substance that is a substance to be measured with a fixed microparticle of a protein having specific adsorptive properties such as an antibody or a lectin , a fine particle alone is placed on a crystal resonator. Since the viscoelastic properties are different between the case where the particles are deposited and the aggregate in which the fine particles and the target substance are combined on the quartz resonator, the ratio between the change in the resonance frequency and the change in the resonance resistance is different. Utilizing this method, we devised an immunoassay method that detects the concentration of a substance to be measured from the amount of change when the aggregate settles by judging the difference between the precipitated substances.
[0006]
As a device that realizes this method, it has a liquid holding chamber with a quartz resonator at least on the bottom, temperature control means, a measurement circuit for the resonance frequency and resonance resistance of the quartz resonator, and has specific adsorptive properties such as antibodies and lectins. Based on the reaction between the immobilized microparticles of a protein and the target substance as the substance to be measured, the matrix particles in which the microparticles and the antigenic substance are combined and the sedimentation of the microparticles are identified, and the rate and amount of change in the resonance frequency and resonance resistance are determined An immunoassay device having a data processing means for detecting and converting to the concentration of a substance to be measured has been devised.
[0007]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
FIG. 1 illustrates the principle of the immunoassay method of the present invention along the measurement procedure. FIG. 1A shows a
[0008]
A more detailed view of this deposited layer is shown in FIG. The A layer in which only the fine particles are deposited has a relatively dense particle accumulation and is relatively high in viscosity. The B layer on which the immune aggregates are deposited is deposited in a relatively small state in terms of viscosity because the immune aggregates are bonded in a structurally rough state. Furthermore, depending on the type of the substance to be measured, an immune aggregation layer as shown as a C layer may be formed in a dense state on the surface of the deposit of the A layer in the initial stage of the immune reaction. In the C layer, the bond is dense and the viscous property is high.
[0009]
Based on the measurement results when the nitrifying bacteria antibody is immobilized on latex particles and the measurement is performed on a nitrate bacteria sample, the changes in the resonance frequency and resonance resistance of the crystal resonator in the above-described process are handled as follows. Let me explain. FIG. 3 (a) shows the change over time of the resonance frequency, and FIG. 3 (b) shows the change over time of the resonance resistance. First, due to the injection of Step 1 (S1) into the chamber, the resonance frequency is greatly reduced and the resonance resistance is increased due to the viscosity of the liquid. Next, the deposition of the fine particles of Step 2 (S2) causes a change in the weight of the surface of the crystal resonator, the resonance frequency decreases slowly, and the resonance resistance gradually increases due to the viscous nature of the deposited layer. Furthermore, when a solution of the substance to be measured is added (Step 3: S3), in the subsequent deposition of immune aggregates in Step 4 (S4), the resonance frequency rapidly decreases due to the weight change due to the deposition, and then the sedimentation converges. Along with this, it will decrease gradually. This is because sedimentation of immune aggregates occurs in a relatively short time. The resonance resistance also increases rapidly after increasing rapidly due to the increase in viscous properties due to the accumulation of immune aggregates. Eventually, there will be little increase in either.
[0010]
If the above change is described in the graph plotting the resonance frequency and the resonance resistance shown in FIG. 3C, it can be seen that the slope of the
[0011]
Next, FIG. 3D shows a resonance frequency-resonance resistance plot when a blank solution of the substance to be measured is used. In FIG. 3D, the slope of the
[0012]
Next, FIG. 4 shows a schematic diagram of an immune analyzer for performing this immunoassay. In FIG. 4, the immunoassay device has a
[0013]
As an actual sample, nitrifying bacteria antibody is immobilized on latex particles, and the relationship between the change in resonance frequency of
[0014]
Furthermore, although the present embodiment has been described by using a shear vibration mode crystal resonator, a shear vibration mode piezoelectric element other than the crystal resonator may be used.
[0015]
【The invention's effect】
With the immunoassay method and the immunoassay apparatus of the present invention, it has become possible to clearly identify the accumulation of immune aggregates, and to measure the immunoaggregation method with high accuracy and accuracy. Furthermore, according to the present invention, the measurement time can be greatly shortened, the measurement can be quantified, and the measurement sensitivity can be improved.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is an explanatory diagram of the principle of an immunoassay method of the present invention.
FIG. 2 is an explanatory diagram of the principle of the immunoassay method of the present invention.
FIG. 3 is an explanatory diagram of the principle of the immunoassay method of the present invention.
FIG. 4 is a configuration diagram of an immune analyzer according to the present invention.
FIG. 5 shows a measurement example of the immunoassay method of the present invention.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF
Claims (4)
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP15771498A JP3631373B2 (en) | 1998-06-05 | 1998-06-05 | Immunoassay and immunoassay apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP15771498A JP3631373B2 (en) | 1998-06-05 | 1998-06-05 | Immunoassay and immunoassay apparatus |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH11352045A JPH11352045A (en) | 1999-12-24 |
JP3631373B2 true JP3631373B2 (en) | 2005-03-23 |
Family
ID=15655782
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP15771498A Expired - Fee Related JP3631373B2 (en) | 1998-06-05 | 1998-06-05 | Immunoassay and immunoassay apparatus |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP3631373B2 (en) |
Families Citing this family (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2001077624A2 (en) | 2000-04-05 | 2001-10-18 | The Charles Stark Draper Laboratory, Inc. | Apparatus and method for measuring the mass of a substance |
US8620059B2 (en) | 2007-12-13 | 2013-12-31 | Fpinnovations | Characterizing wood furnish by edge pixelated imaging |
CN109946192A (en) * | 2019-04-19 | 2019-06-28 | 四川省劲腾环保建材有限公司 | A method of preparing detection clay content during extruding dregs porcelain granule |
CN109946193A (en) * | 2019-04-19 | 2019-06-28 | 四川省劲腾环保建材有限公司 | A kind of inspection method for preparing extruding dregs porcelain granule and detecting clod content in the process |
-
1998
- 1998-06-05 JP JP15771498A patent/JP3631373B2/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH11352045A (en) | 1999-12-24 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
EP0295965B1 (en) | Oscillator-based methods of detecting a member of a specific binding pair | |
Bunde et al. | Piezoelectric quartz crystal biosensors | |
Ogi | Wireless-electrodeless quartz-crystal-microbalance biosensors for studying interactions among biomolecules: A review | |
US5501986A (en) | Piezoelectric specific binding assay with mass amplified reagents | |
EP2122355A1 (en) | Improvements in or relating to detection and/or characterisation of oligomers | |
EP1034430B1 (en) | Sensor for detecting biological target complexes | |
Bizet et al. | Biosensors based on piezolectric transducers | |
Bizet et al. | Immunodetection by quartz crystal microbalance: A new approach for direct detection of rabbit IgG and peroxidase | |
Xu et al. | Micro-machined piezoelectric membrane-based immunosensor array | |
McBride et al. | A high sensitivity assay for the inflammatory marker C-Reactive protein employing acoustic biosensing | |
JPH08320322A (en) | Surface second-harmonics and sum-frequency generation immunoassay and enzyme assay | |
Muratsugu et al. | Detection of antistreptolysin O antibody: application of an initial rate method of latex piezoelectric immunoassay | |
Liu et al. | High sensitivity detection of human serum albumin using a novel magnetoelastic immunosensor | |
JP3631373B2 (en) | Immunoassay and immunoassay apparatus | |
US20190250154A1 (en) | Method for re-using test probe and reagents in an immunoassay based on interferometry | |
JPH10505899A (en) | Milk assay | |
Zhang et al. | Antibody/antigen affinity behavior in liquid environment with electrical impedance analysis of quartz crystal microbalances | |
EP0408641A1 (en) | Piezoelectric specific binding assay with mass amplified reagents. | |
Saffari et al. | Label-Free Real-Time Detection of HBsAg Using a QCM Immunosensor. | |
US20110177584A1 (en) | Acoustic wave sensor and detection method using acoustic wave sensor | |
Imai et al. | Total urinary protein sensor based on a piezoelectric quartz crystal | |
Dickert et al. | Imprinted polymers in chemical recognition for mass-sensitive devices | |
Kato et al. | Application of sandwich assay to resonance acoustic microbalance with naked-embedded quartz biosensor for high-selectivity detection of C-reactive protein | |
Lee et al. | Capacitive micromachined ultrasonic transducer (CMUT)-based biosensor for detection of low concentration neuropeptide | |
CN113740385A (en) | Determination method for detecting chip characteristic response |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20031202 |
|
A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20040202 |
|
RD01 | Notification of change of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7421 Effective date: 20040302 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20040928 |
|
A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20041116 |
|
TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20041214 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20041216 |
|
R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20081224 Year of fee payment: 4 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091224 Year of fee payment: 5 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101224 Year of fee payment: 6 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101224 Year of fee payment: 6 |
|
RD03 | Notification of appointment of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R3D03 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101224 Year of fee payment: 6 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111224 Year of fee payment: 7 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111224 Year of fee payment: 7 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121224 Year of fee payment: 8 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20131224 Year of fee payment: 9 |
|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |