JP3850181B2 - Optical measurement method and apparatus - Google Patents
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Description
【0001】
【発明の属する技術分野】
本発明は、光計測方法および装置に関し、詳細には励起光の照射により、蛍光色素で標識された検体等から発生する蛍光を検出する光計測方法および装置に関するものである。
【0002】
【従来の技術】
近年、遺伝子工学分野における技術が急速に発展し、10万個にも及ぶと考えられているヒトゲノムの塩基配列を解読することを1つの目的とするヒトゲノムプロジェクトが展開されている。
【0003】
一方、各種遺伝子疾患に影響を与えているDNAに関する研究も進んでおり、その1つの方法としてマイクロアレイ技術が注目されている。
【0004】
このマイクロアレイ技術は、既に解読されている多数の異なるcDNA(特異的結合物質の一例)を基板となるスライドガラス上の1.8×1.8(cm)の範囲にドットサイズ50〜150(μm)のスポットとして約6400個並べたマイクロアレイと称するもの、またはcDNAをナイロンメンブレンフィルタ上の8×12(cm)、7×5(cm)または22×22(cm)の範囲にドットサイズ約0.5〜1(mm)のスポットとしてそれぞれ588個、5000個、27000個並べたマクロアレイと称するもの、あるいは合成オリゴヌクレオチドをシリコン基板上の1.28×1.28(cm)の範囲にドットサイズ50(μm)のスポットとして約64000個並べたDNAチップと称するもの等を用いた技術である(上記マイクロアレイ、マクロアレイおよびDNAチップ等を相称して本件では「DNAアレイ」と称することとする。)。
【0005】
すなわち、蛍光色素aで標識された健常者の細胞から取り出したDNAの検体Aをピペット等でこのDNAアレイ上の各cDNAに滴下して、検体AとcDNAとをハイブリダイズさせる。このハイブリタイズの処理の後にDNAアレイは所定の溶液で処理され、cDNAとハイブリタイズされなかった検体Aは各スポットから除去され、cDNAとハイブリタイズされた検体Aは各スポットに残される。そして、上記処理が施されたDNAアレイ上の各検体のスポット(以後検体スポットと呼ぶ)に、蛍光色素aを励起する励起光Laを相対的に走査して、この励起光Laの照射により発生した蛍光の検出結果を表す標識信号を得る。
【0006】
上記と同様の処理を、蛍光色素bで標識された遺伝子疾患を有する者の細胞から取り出したDNAの検体Bに関しても行い、励起光Lbの照射により発生した蛍光の検出結果を表す標識信号を得、各検体スポット毎に検体Aの各検体スポットから得られた標識信号と検体Bの各検体スポットから得られた標識信号との比の値を求める。
【0007】
これらの標識信号の比の値は、異常のあるDNAが滴下された検体スポットほど大きくなる(あるいは小さくなる)ことから、各検体スポットにおける標識信号の比の値が大きい方から順に例えば50箇所分の標識信号の比の値を、その信号が得られた検体スポットと対応付ける表として読み取り、この表に基づいて異常のあるDNAが特定される。
【0008】
なお、担体上の各検体スポットから発せられる蛍光を検出する光学系には空間分解能が高く焦点深度が浅い共焦点光学系が多く用いられているので、共焦点光学系の焦点位置に一致させたDNAアレイ上の検体スポットへの励起光の照射により検体スポットから発せられた蛍光を前記共焦点光学系の他方の焦点位置に配設されたピンホールを通過させて検出することにより、上記検体スポット以外の位置で発生した蛍光等のノイズを除去することができる。
【0009】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、DNAアレイ上の各検体スポットの厚さは1ミクロン以下と非常に薄く、励起光が照射されると検体スポットのみならず、検体スポットと密着してこの検体スポットを保持している担体にも強い励起光が照射され、この励起光が照射された担体を形成する成分からも蛍光が発生することがある。この、測定対象ではない担体から発生した蛍光は、検体スポットから発生する蛍光の光路とほぼ等しい光路を進むので、ピンホールによっても十分に除くことができず、検出スポットから発生した蛍光と共に検出器に入射し検出されてしまうことになる。
【0010】
すなわち、本来の測定対象である検体スポットから発生した蛍光に、担体から発生した測定対象ではない蛍光が混入し、多くのノイズを含む蛍光となり、このノイズを多く含む蛍光が検出されると、各検体スポットから発生する蛍光の強度を高い精度で検出することが困難になる。
【0011】
なお、この種の課題はDNAアレイの技術に限らず、励起光が照射された検出対象となる被検物(以下総称して検体という)の1点から発せられる蛍光のみを測定対象とする他の光計測装置にも共通する課題である。
【0012】
本発明は、上記の事情に鑑みてなされたものであり、測定対象となる検体以外から発生した蛍光の検出器への入射を低減し、検出される蛍光のS/N比を高めることにより、信頼性の高い計測結果を得ることができる光計測方法および装置を提供することを目的とするものである。
【0013】
【課題を解決するための手段】
本発明の光計測方法は、蛍光色素で標識された検体等に励起光を照射し、この励起光の照射により検体等から発生した蛍光を平行光束とし、この平行光束の中央部の光束を遮光部材で遮光して、平行光束の周辺部のみを直進させた後ピンホールに集光し、ピンホールを通過した蛍光を検出することを特徴とするものである。
本発明の他の光計測方法は、蛍光色素で標識された検体等に励起光を照射し、この励起光の照射により検体等から発生した蛍光を平行光束とし、この平行光束の中央部の光束を分散させて、平行光束の周辺部のみを直進させた後ピンホールに集光し、ピンホールを通過した蛍光を検出することを特徴とするものである。
【0014】
本発明の光計測装置は、蛍光色素で標識された検体等に励起光を照射する照射手段と、該励起光の照射により前記検体から発生した蛍光を平行光束とする第1の光学部材と、該平行光束の中央部の光束を遮光部材で遮光して、該平行光束の周辺部のみを直進させる手段と、前記平行光束の周辺部を集光する第2の光学部材と、該集光された前記光束の集光点に配設されたピンホールと、該ピンホールを通過した前記蛍光を検出する検出器とを備えたことを特徴とするものである。
前記平行光束の周辺部のみを直進させる手段は、第2の光学部材と一体化したり交換可能としたりすることができる。
本発明の他の光計測装置は、蛍光色素で標識された検体等に励起光を照射する照射手段と、該励起光の照射により前記検体から発生した蛍光を平行光束とする第1の光学部材と、該平行光束の中央部の光束を分散させて、該平行光束の周辺部のみを直進させる手段と、前記平行光束の周辺部を集光する第2の光学部材と、該集光された前記光束の集光点に配設されたピンホールと、該ピンホールを通過した前記蛍光を検出する検出器とを備えたことを特徴とするものである。
前記平行光束の周辺部のみを直進させる手段は、平行光束の中央部の光束を分散させる凸レンズまたは凹レンズ、あるいは光拡散板等の光学部材とすることができ、さらにこれらの手段は、第2の光学部材と一体化したり交換可能としたりすることができる。
【0015】
【発明の効果】
本発明の光計測方法および装置によれば、励起光の照射により、担体に付着させた検体スポットから発生した蛍光を第1の光学部材により平行光束とし、この平行光束の中央部の光束を屈折または分散させて平行光束の光路から除き、周辺部の光束のみを第2の光学部材に入射させ集光させてピンホールを通過させることにより蛍光を検出するので、検体スポットの前後に配された担体等から発生する測定対象外の蛍光がノイズとして検出される割合を少なくすることができる。
【0016】
すなわち、上記ピンホールの径が理想的に極めて小さければこのピンホールを通過することができる光束は、検体スポットから発光し、光軸に平行に進み第2の光学部材の焦点位置に配されたピンホールに収束する光だけであるからノイズはないが、実際のピンホールには製作上の機械的誤差および組み立て上の位置決め誤差等があるので、極端にピンホール径を小さくすると、検体スポットから発生する測定対象となる蛍光もピンホールによってカットされてしまう。ところが、ピンホールPhの前後に収束する光束の中で、担体から発生する光は入射角度が浅い光束(光軸と成す角度が小さい光束)なので、第1と第2の光学部材との間に光束の中央部を遮光する手段を配設すれば、主に上記入射角度が浅い光を遮光できるので、検体スポットから発生しピンホールPhを通過する蛍光の強度の減少に比して、担体から発生しピンホールPhを通過する、入射角度が浅い、測定対象外の蛍光の強度が大きく減少し、検出される蛍光の強度に占める検体スポットから発生する蛍光の割合が相対的に大きくなる。従って、本来の測定対象である検体スポットから発生する蛍光を高S/N比で検出することができる。
【0017】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の光計測方法を実施する光計測装置を適用したDNAアレイ読取装置の具体的な実施の形態について図を参照して説明する。
【0018】
図1は、本発明の実施の形態であるDNAアレイ読取装置を示す斜視図、図2は図1に示したDNAアレイ読取装置による読取対象となるDNAアレイ試験片10の斜視図、図3は図2のI−I位置における断面図である。
【0019】
DNAアレイ試験片10は、スライドガラスからなる坦体11の表面Baに、複数の既知のcDNA(特異的結合物質の一例)と蛍光色素で標識されたDNAとをハイブリタイズさせ、所定の溶液で処理された検体スポット(以下検体スポットKspと呼ぶ)をマトリクス状に配置したものであり、坦体11の厚さは1mm程度であり、坦体11上に配置される検体スポットKspの厚さは1μm以下、スポット径は30〜100μm、各スポットの間隔は300μm程度となっている。
【0020】
DNAアレイ読取装置100は、図1に示すようにレーザ光源40から発せられた励起光Leをダイクロイックミラー54により反射させてDNAアレイ試験片10に配された検体スポットに第1集光レンズ51を通して照射し、該励起光の照射により検体スポットから発生した蛍光Keを、共焦点光学系を形成する第1集光レンズ51および第2集光レンズ52を介して検出器70に入射させ検出する構成となっている。
【0021】
DNAアレイ試験片10の下方に配置された共焦点光学系の光軸上には第1集光レンズ51、ダイクロイックミラー54、中央部に光を遮光する領域を備えた中央光束遮光板60、第2集光レンズ52、ピンホール板53およびフォトマルチプライヤからなる検出器70がこの順に配設され、第2集光レンズ52側の焦点にはピンホール板53のピンホールPhが、また第1集光レンズ51側の焦点にはDNAアレイ試験片10上の検体スポットKspが一致するように配置されており、さらにピンホールPhを通過した蛍光を受光する位置に検出器70が配置されている。
【0022】
なお、中央光束遮光板60は、図4(a)の平面図、および図4(b)の側面図に示されるように平板ガラス61の中央部に黒アルマイト処理をした円盤62を接着したものであり、第1集光レンズ51と第2集光レンズ52との間に配設され、第1集光レンズ51から第2集光レンズ52に向う光束の中央部を遮光し周辺部の光束のみを通過させる。また、上記ダイクロイックミラー54は検体から発せられる蛍光Keを透過させ励起光Leを反射させる波長特性を備えている。
【0023】
検体スポットKspを励起させる波長領域の励起光Leを平行光束として射出するレーザ光源40は、この射出された平行光束が、ダイクロイックミラー54によって検体スポット側に反射され共焦点光学系の光軸に同軸となるように配設されている。
【0024】
DNAアレイ試験片10が載置されるステージ30には、ステージ30をX−Yの方向(図1参照)に2次元状に可動させるステッピングモータ21、22が配設され、これらのステッピングモータ21、22には共焦点光学系を形成する第1集光レンズ51側の焦点に検体スポットKspを順次移送するように各所定の位置を入力する座標コントローラ80が接続されている。
【0025】
ここで、座標コントローラ80により第1および第2のステッピングモータ21,22に対して入力される所定の位置とは、DNAアレイ試験片10におけるマトリクス状の全ての検体スポットKspの位置を意味する。
【0026】
次にDNAアレイ読取装置の作用について説明する。まず始めにDNAアレイ試験片10が、ステージ30上の決められた位置に載置される。このとき、DNAアレイ試験片10上の検体スポットの各位置を、ステージ30上のX軸方向およびY軸方向の座標に対応付けるように各検体スポットの位置の座標を座標コントローラ80に記憶させる。各ステッピングモータ21,22は、座標コントローラ80に記憶された座標に基づいて、DNAアレイ試験片10上の最初の検体スポットKsp(1,1)の位置に励起光Leが照射されるように、ステージ30をX−Y平面内に移動させ位置決めする。
【0027】
ステージ30のセッティングが完了すると励起光Leがレーザ光源40から射出され、ダイクロイックミラー54により反射され第1集光レンズ51によって検体スポットKsp(1,1)上に集光され、励起光Leが照射された検体スポットKsp(1,1)から発生した蛍光Keは、第1集光レンズ51によって平行光束とされダイクロイックミラー54を透過する(このとき蛍光Keに混入する励起光Leはダイクロイックミラー54によって反射され検出器に向かう光路から除去される)。ダイクロイックミラー54を透過した平行光束は中央光束遮光板60によって中央部の光束が遮光され周辺部の光束のみが第2集光レンズ52によって集光されピンホールPhを通過して検出器70に入射し、検出器70によってその強度が検出され外部の処理装置200に出力される。
【0028】
外部の処理装置200には、座標コントローラ80から出力された検体スポットKsp(1,1)の位置と検出器70から出力された蛍光の強度値とが入力され対応づけられて記憶される。
【0029】
ここで、中央光束遮光板に関する作用の詳細を説明する。図5(a)〜(c)に示すようにDNAアレイ読取装置の光学系を簡略化し、共焦点光学系90を第1集光レンズ91と第2集光レンズ92によって形成する。この共焦点光学系の光軸をZ軸とし、第1集光レンズ91側の焦点位置をZpおよび第2集光レンズ92側の焦点位置をZqとしてピンホールPh1をZqの位置に一致させるようにピンホール板93を配設する。
【0030】
図5(b)に示すようにZpに点光源Tgを配置すると、点光源Tgから発せられる光Liは第1集光レンズ91によって平行光束とされ、この平行光束は集光N1レンズによってピンホールPh1に集光されてピンホールPh1を通過する。
【0031】
次に点光源TgをZ軸に沿って点Zpの位置から−の方向のに移動し図5(a)に示すようにZp-1の位置に移動すると、点光源Tgから発せられた光Liは集光M1レンズによって平行光束とはならずに収束する光束となり第2集光レンズ92によってピンホールPh1のZ軸方向マイナス側の点Zq-1に集光されピンホールPh1を通過する。このとき点Zq-1に集光される光Liの中で入射角度が浅い光束(光軸と成す角度が小さい光束)のみが選択的にピンホールPh1を通過するので、点Zp-1から発生し第1集光レンズ91および第2集光レンズ92を経由してピンホールPh1通過する光束の径は細くなり、開口角も小さくなる。
【0032】
また反対に、点光源TgをZ軸に沿ってZpの位置から+の方向に移動し、図5(c)に示すようにZp+1の位置に移動すると、点光源Tgから発せられた光Liは集光M1レンズによって発散する光束となり集光N1レンズによってピンホールPh1のZ軸方向プラス側の点Zq+1に集光される。このとき上記と同様に点Zq+1に集光される光Liの中で入射角度が浅い光束(光軸と成す角度が小さい光束)のみが選択的にピンホールPh1を通過するので、点Zp+1から発生し第1集光レンズ91および第2集光レンズ92を経由してピンホールPh1を通過する光束の径は細くなり、開口角も小さくなる。
【0033】
上記点光源Tgの位置とピンホールPh1を通過する光Liの強度との関係は、図5(d)の曲線KR(z)に示すような深度応答曲線となり、点光源Tgの位置がZoから離れるに従いその強度が減少し、点光源Tgの位置をZ軸のマイナスの方向に移動させた場合の方がプラス方向に移動させた場合に比してピンホールに入射する光量がより大きく減少する。
【0034】
ここで、図6(a)〜(c)に示すように上記共焦点光学系90の第1集光レンズ91と第2集光レンズ92との間に中央光束遮光板95を配設すると、中央部の光束は遮光され周辺部の光束のみがピンホールを通過するようになる。従って、点光源TgがZp、Zp+1、Zp-1のどの位置にあっても中央光束遮光板95が配設されていない場合より検出される蛍光の強度値が減少するが、その減少の割合は点光源Tgの位置によって異なり、図6(d)の深度応答曲線KS(z)に示すように点光源Tgの位置をZ軸のマイナスの方向に移動させた場合の方がプラス方向に移動させた場合に比してピンホールに入射する光量がより極端に減少する。
【0035】
すなわち、図7に示すようにZpから発生する測定対象となる蛍光vと、Zp以外の位置から発生するノイズとなる蛍光wとが同時に発生するような場合には、ピンホールPh1を通過する全強度(蛍光vの強度+蛍光wの強度)に含まれる測定対象となる蛍光vの強度の割合は、中央光束遮光板95が配設された場合の方が大きくなり、測定対象となる蛍光vをより高いS/N比で検出することができる。特に焦点位置ZpのZ軸方向マイナス側から発生するノイズとなる蛍光Wを遮断する効果は極めて高い。
【0036】
上記のことをDNAアレイ読取装置に対応させて説明する。図8に示すように、レーザ光源40から射出された励起光Leはダイクロイックミラー54によって反射され第1集光レンズ51によって担体11に保持された検体スポットKspに集光されるが、一部の励起光Leは検体スポットKspを透過して担体の内部も照射する。励起光Leが照射された検体スポットKsp近傍の担体、例えば点Pからは測定対象ではないノイズとなる蛍光w(以後、担体蛍光wと呼ぶ)が発生し、検体スポットKspから発生した測定対象となる蛍光v(以後、検体蛍光vと呼ぶ)と共に第1集光レンズ51によって概略平行光束とされダイクロイックミラー54を透過する。ダイクロイックミラー54を透過した検体蛍光vと担体蛍光wは第2集光レンズ52によって集光されピンホールPhを通過し検出器70によってその強度が検出される。このときノイズとなる担体蛍光wの光量の多くはピンホール板53によって検出器70への入射が阻止されるが光軸Z上の検体スポットKspの後方に位置する担体から発生し光軸に沿った光路を進む担体蛍光wはピンホールPhを通過しノイズとして検出される。ここで、中央光束遮光板60を第1集光レンズ51と第2集光レンズ52の間に挿入すると、前記のようにノイズとなる担体蛍光wの強度を測定対象である検体蛍光vの強度より大きな割合で減少させることができるので検出器70で検出される蛍光の強度に含まれるノイズの割合は減少する。
【0037】
最初の検体スポットKsp(1,1)における計測が終了すると、座標コントローラ80から次の計測位置がステッピングモータ21,22に入力され、検体スポットKsp(2,1)に励起光Leが照射されるようにDNAアレイ試験片10は移動される。そしてこの検体スポットKsp(2,1)に励起光Leが照射され、最初の検体スポットKsp(1,1)を計測したときと同様の計測が行われ、その結果は前記と同様に外部の処理装置200に記憶される。なお、上記計測においては各検体スポットKspから発生する蛍光の相対的な強度を検出すればよいので、検出される蛍光の強度の絶対値が中央光束遮光板の挿入によって減少しても計測精度を劣化させることはない。
【0038】
以上の操作を繰り返すことにより、DNAアレイ試験片10上の全ての検体スポットKspを計測し、処理装置200にこれらの全ての検体スポットKspの位置と検体スポットから発生した蛍光の強度の値とが対応付けられて記憶される。さらに蛍光色素bで標識されたDNAの検体BとcDNAとをハイブリダイズさせ所定の溶液で処理されたDNAアレイ試験片に関しても同様の計測が行われ、これらの対応関係に基づいて、周知のようにDNA発現解析等が行われる。
【0039】
また、中央光束遮光板60の中央の遮光領域は、光が完全に遮光されなくても透過光量を減衰させる領域であればよく、金属薄膜を蒸着したもの、あるいは光を拡散するように粗面加工したもの等であってもよい。また、その構造は、例えば図9(a)に示すようにリング63の中央部の遮光板62を3本の支柱64で支持する等の構造であってもよい。
【0040】
また、中央光束遮光板60は、図9(b)、(c)に示すように平板ガラス61の中央に凸部もしくは凹部を設け、ピンホールPhに向う光を途中で屈折させ、分散させて光路から除外する遮光領域を備えた光学部材とすることもできる。
【0041】
また、中央光束遮光板60を交換可能に配設することにより、中央部の遮光領域の大きさを変える等、各計測内容に適した検出形態を整えることによりさらにS/N比の高い検出を行うことができる。
【0042】
また、図9(d)に示すように第2集光レンズ52の中央部に凸部を設ける等、前記の遮光手段を第2集光レンズ52の中央部に一体に形成することにより上記と同等の効果を得ることができる。
【0043】
上記のように本発明による光計測方法および装置によれば、測定対象となる検体以外から発生した蛍光の検出器への入射を低減し、検出される蛍光のS/N比を高めることにより、信頼性の高い計測結果を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明のDNAアレイ読取装置の一実施形態を示す図
【図2】DNAアレイ読取装置に使用されるDNAアレイ試験片を示す図
【図3】DNAアレイ試験の断面図
【図4】中央光束遮光板の構造を示す図
【図5】検体スポットの前後から発生しピンホールに入射する蛍光の光路を説明する図
【図6】検体スポットの前後から発生しピンホールに入射する蛍光の強度を減衰させる効果を説明する図
【図7】中央光束遮光板の有無による測定対象外の蛍光の混入割合の差を説明する図
【図8】測定対象外の蛍光の検出光路への混入を減少させる説明図
【図9】中央光束遮光板の例
【符号の説明】
10 DNAアレイ試験片
11 坦体
21 ステッピングモータ
22 ステッピングモータ
30 ステージ
40 レーザ光源
51 第1集光レンズ
52 第2集光レンズ
53 ピンホール板
54 ダイクロイックミラー
60 中央光束遮光板
70 検出器
80 座標コントローラ
100 DNAアレイ読取装置
Le 励起光
Ke 蛍光
Ksp 検体スポット
Ph ピンホール[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an optical measurement method and apparatus, and more particularly to an optical measurement method and apparatus for detecting fluorescence generated from a specimen or the like labeled with a fluorescent dye by irradiation with excitation light.
[0002]
[Prior art]
In recent years, rapid progress in technology in the field of genetic engineering has led to the development of a human genome project with the goal of deciphering the base sequence of the human genome, which is thought to be as many as 100,000.
[0003]
On the other hand, research on DNA affecting various gene diseases is also progressing, and microarray technology is attracting attention as one of the methods.
[0004]
In this microarray technology, a large number of different cDNAs (examples of specific binding substances) that have already been decoded have a dot size of 50 to 150 (μm) in the range of 1.8 × 1.8 (cm) on a glass slide as a substrate. )), A so-called microarray in which about 6400 spots are arranged, or a dot size of about 0. 12 (cm), 7 x 5 (cm) or 22 x 22 (cm) on a nylon membrane filter. Dot size within a range of 1.28 x 1.28 (cm) on a silicon substrate, or a 5 to 1 (mm) spot, called a macroarray with 588, 5000, and 27000, respectively. This technique uses what is called a DNA chip in which about 64,000 spots are arranged as 50 (μm) spots. Roarei, in the present case referred a macro array, and DNA chips phases is referred to as a "DNA array".).
[0005]
That is, a sample A of DNA extracted from a healthy person's cell labeled with a fluorescent dye a is dropped onto each cDNA on the DNA array with a pipette or the like, and the sample A and the cDNA are hybridized. After this hybridization process, the DNA array is treated with a predetermined solution, the specimen A that has not been hybridized with cDNA is removed from each spot, and the specimen A that has been hybridized with cDNA remains at each spot. Then, the spot of each specimen on the DNA array subjected to the above processing (hereinafter referred to as specimen spot) is relatively scanned with excitation light La that excites the fluorescent dye a, and is generated by irradiation of the excitation light La. A labeled signal representing the detection result of the detected fluorescence is obtained.
[0006]
The same processing as described above is performed on the sample B of DNA taken from the cell of a person having a genetic disease labeled with the fluorescent dye b, and a labeled signal representing the detection result of the fluorescence generated by irradiation with the excitation light Lb is obtained. Then, for each sample spot, the value of the ratio between the label signal obtained from each sample spot of the sample A and the label signal obtained from each sample spot of the sample B is obtained.
[0007]
The value of the label signal ratio increases (or decreases) as the sample spot where the abnormal DNA is dropped, and therefore, for example, for 50 spots in order from the highest value of the label signal ratio in each sample spot. The label signal ratio value is read as a table corresponding to the specimen spot from which the signal was obtained, and abnormal DNA is identified based on this table.
[0008]
Note that confocal optical systems with high spatial resolution and shallow depth of focus are often used as optical systems for detecting fluorescence emitted from each specimen spot on the carrier, so that the focal positions of the confocal optical systems are matched. By detecting the fluorescence emitted from the specimen spot by irradiating the specimen spot on the DNA array through a pinhole disposed at the other focal position of the confocal optical system, the specimen spot is detected. Noise such as fluorescence generated at other positions can be removed.
[0009]
[Problems to be solved by the invention]
However, the thickness of each sample spot on the DNA array is very thin, 1 micron or less. When irradiated with excitation light, not only the sample spot but also the carrier that holds the sample spot in close contact with the sample spot. In some cases, strong excitation light is irradiated, and fluorescence is also generated from components forming the carrier irradiated with the excitation light. The fluorescence generated from the carrier that is not the measurement target travels in an optical path that is almost the same as the optical path of the fluorescence generated from the specimen spot. Therefore, it cannot be sufficiently removed even by pinholes, and the detector together with the fluorescence generated from the detection spot. Will be detected.
[0010]
In other words, the fluorescence generated from the specimen spot that is the original measurement target is mixed with the fluorescence that is not the measurement target generated from the carrier, and becomes a fluorescence containing a lot of noise. It becomes difficult to detect the intensity of the fluorescence generated from the specimen spot with high accuracy.
[0011]
Note that this type of problem is not limited to DNA array technology, and only the fluorescence emitted from one point of a test object (hereinafter collectively referred to as a specimen) irradiated with excitation light is measured. This is a problem that is common to all optical measurement devices.
[0012]
The present invention has been made in view of the above circumstances, and by reducing the incidence of fluorescence generated from other than the sample to be measured to the detector and increasing the S / N ratio of the detected fluorescence, An object of the present invention is to provide an optical measurement method and apparatus capable of obtaining a highly reliable measurement result.
[0013]
[Means for Solving the Problems]
Optical measurement method of the present invention, the fluorescent dye is irradiated with excitation light labeled analytes such, the fluorescence generated from the specimen or the like by irradiation of the excitation light into a parallel light beam, blocks the light beam in the central portion of the parallel light beam The light is shielded by a member, and only the peripheral part of the parallel light beam is linearly traveled. Then, the light is condensed on the pinhole, and the fluorescence passing through the pinhole is detected.
Another optical measurement method of the present invention is to irradiate a specimen labeled with a fluorescent dye with excitation light, to convert the fluorescence generated from the specimen or the like by irradiation of the excitation light into a parallel light beam, and to a light beam at the center of the parallel light beam Is dispersed, and only the peripheral portion of the parallel light beam is made to travel straight, and then condensed on the pinhole, and the fluorescence that has passed through the pinhole is detected.
[0014]
The optical measurement device of the present invention includes an irradiation means for irradiating a sample or the like labeled with a fluorescent dye with excitation light, a first optical member that converts fluorescence generated from the sample by irradiation of the excitation light into a parallel light beam, the light beam of the central portion of the flat Yukimitsu bundle from light by a light shielding member, and means for linearly moving only the peripheral portion of the flat Yukimitsu bundle, and a second optical member for condensing the peripheral portion of the parallel light beam, is said population light And a pinhole disposed at a condensing point of the light beam, and a detector for detecting the fluorescence passing through the pinhole .
The means for linearly moving only the peripheral part of the parallel light beam can be integrated with the second optical member or exchangeable.
Another optical measurement apparatus according to the present invention includes an irradiating unit that irradiates a sample or the like labeled with a fluorescent dye with excitation light, and a first optical member that converts the fluorescence generated from the sample by irradiation of the excitation light into a parallel light beam. And means for dispersing the light beam at the center of the parallel light beam so that only the peripheral part of the parallel light beam goes straight, the second optical member for condensing the peripheral part of the parallel light beam, and the condensed light A pinhole disposed at a condensing point of the light beam and a detector that detects the fluorescence that has passed through the pinhole.
The means for linearly moving only the peripheral part of the parallel light beam can be a convex lens or a concave lens that disperses the light beam at the central part of the parallel light beam, or an optical member such as a light diffusing plate. It can be integrated with the optical member or exchangeable.
[0015]
【The invention's effect】
According to the optical measurement method and apparatus of the present invention, the fluorescence generated from the specimen spot attached to the carrier by the irradiation of the excitation light is converted into a parallel light beam by the first optical member, and the light beam at the center of the parallel light beam is refracted. Alternatively, the fluorescent light is detected by dispersing it and removing it from the optical path of the parallel light beam, allowing only the peripheral light beam to enter the second optical member, condensing it, and passing it through the pinhole. It is possible to reduce the rate at which non-measurement fluorescence generated from a carrier or the like is detected as noise.
[0016]
That is, if the diameter of the pinhole is ideally extremely small, a light beam that can pass through the pinhole is emitted from the specimen spot, travels parallel to the optical axis, and is disposed at the focal position of the second optical member. There is no noise because it is only the light that converges on the pinhole, but there are mechanical errors in manufacturing and positioning errors in assembly in the actual pinhole. The generated fluorescence to be measured is also cut by the pinhole. However, among the light beams that converge before and after the pinhole Ph, the light generated from the carrier is a light beam having a shallow incident angle (a light beam having a small angle with the optical axis), and therefore, between the first and second optical members. If a means for shielding the central portion of the light beam is provided, the light having a shallow incident angle can be shielded mainly. Therefore, compared with the decrease in the intensity of the fluorescence generated from the specimen spot and passing through the pinhole Ph, The intensity of the fluorescence that is generated and passes through the pinhole Ph is shallow, the fluorescence intensity outside the measurement target is greatly reduced, and the ratio of the fluorescence generated from the specimen spot in the detected fluorescence intensity becomes relatively large. Therefore, it is possible to detect the fluorescence generated from the specimen spot that is the original measurement target with a high S / N ratio.
[0017]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, a specific embodiment of a DNA array reading apparatus to which an optical measuring apparatus that performs an optical measuring method of the present invention is applied will be described with reference to the drawings.
[0018]
1 is a perspective view showing a DNA array reader according to an embodiment of the present invention, FIG. 2 is a perspective view of a DNA
[0019]
The DNA
[0020]
As shown in FIG. 1, the
[0021]
On the optical axis of the confocal optical system disposed below the DNA
[0022]
The central light-shielding
[0023]
The
[0024]
The
[0025]
Here, the predetermined position input to the first and
[0026]
Next, the operation of the DNA array reader will be described. First, the DNA
[0027]
When the setting of the
[0028]
In the
[0029]
Here, the detail of the effect | action regarding a center light beam light-shielding board is demonstrated. As shown in FIGS. 5A to 5C, the optical system of the DNA array reader is simplified, and the confocal
[0030]
When the point light source Tg is arranged in Zp as shown in FIG. 5B, the light Li emitted from the point light source Tg is converted into a parallel light flux by the
[0031]
Next, when the point light source Tg is moved along the Z-axis from the position of the point Zp to the − direction and moved to the position of Zp−1 as shown in FIG. 5A, the light Li emitted from the point light source Tg. Becomes a converged light beam without being converted into a parallel light beam by the condensing M1 lens, and is converged by the
[0032]
On the other hand, when the point light source Tg is moved along the Z axis from the position of Zp in the + direction and moved to the position of Zp + 1 as shown in FIG. 5C, light emitted from the point light source Tg. Li becomes a light beam diverging by the condensing M1 lens and is condensed by the condensing N1 lens at a point Zq + 1 on the plus side of the pinhole Ph1 in the Z-axis direction. At this time, only the light beam having a shallow incident angle (light beam having a small angle with the optical axis) out of the light Li condensed at the point Zq + 1 in the same manner as described above selectively passes through the pinhole Ph1. The diameter of the light beam generated from +1 and passing through the pinhole Ph1 via the
[0033]
The relationship between the position of the point light source Tg and the intensity of the light Li passing through the pinhole Ph1 is a depth response curve as shown by the curve KR (z) in FIG. 5D, and the position of the point light source Tg is changed from Zo. As the distance increases, the intensity decreases, and the amount of light incident on the pinhole is greatly reduced when the position of the point light source Tg is moved in the negative direction of the Z-axis compared to when it is moved in the positive direction. .
[0034]
Here, as shown in FIGS. 6A to 6C, when a central light
[0035]
That is, as shown in FIG. 7, in the case where the fluorescence v to be measured generated from Zp and the fluorescence w to be noise generated from a position other than Zp are generated simultaneously, all of the light passing through the pinhole Ph1 is generated. The ratio of the intensity of the fluorescence v to be measured included in the intensity (the intensity of the fluorescence v + the intensity of the fluorescence w) is larger when the central light-shielding
[0036]
The above will be described with reference to a DNA array reader. As shown in FIG. 8, the excitation light Le emitted from the
[0037]
When the measurement at the first specimen spot Ksp (1, 1) is completed, the next measurement position is input from the coordinate
[0038]
By repeating the above operation, all the specimen spots Ksp on the DNA
[0039]
Further, the central light shielding area of the central light
[0040]
Further, as shown in FIGS. 9B and 9C, the central light-shielding
[0041]
In addition, by arranging the central light-shielding
[0042]
Further, as shown in FIG. 9D, the light shielding means is integrally formed in the central portion of the
[0043]
As described above, according to the optical measurement method and apparatus of the present invention, by reducing the incidence of fluorescence generated from other than the sample to be measured on the detector and increasing the S / N ratio of the detected fluorescence, A highly reliable measurement result can be obtained.
[Brief description of the drawings]
1 is a diagram showing an embodiment of a DNA array reader of the present invention. FIG. 2 is a diagram showing a DNA array test piece used in the DNA array reader. FIG. 3 is a cross-sectional view of a DNA array test. FIG. 5 is a diagram showing the structure of the central light-shielding plate. FIG. 5 is a diagram for explaining the optical path of fluorescence generated before and after the specimen spot and incident on the pinhole. FIG. 6 is fluorescent light generated before and after the specimen spot and incident on the pinhole. FIG. 7 is a diagram for explaining the effect of attenuating the intensity of light. FIG. 7 is a diagram for explaining the difference in the mixing ratio of fluorescence outside the measurement target depending on the presence or absence of the central light-shielding plate. [Figure 9] Example of central beam shield plate [Explanation of symbols]
10 DNA
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