WO1994000761A1 - Optical measurement instrument - Google Patents

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WO1994000761A1
WO1994000761A1 PCT/JP1993/000873 JP9300873W WO9400761A1 WO 1994000761 A1 WO1994000761 A1 WO 1994000761A1 JP 9300873 W JP9300873 W JP 9300873W WO 9400761 A1 WO9400761 A1 WO 9400761A1
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light
tank
optical waveguide
slab
measuring device
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Application number
PCT/JP1993/000873
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English (en)
French (fr)
Inventor
Kaori Tosa
Yoshiyuki Hama
Kouichi Yamamoto
Ryuuji Akiyama
Masakazu Yoshida
Hiroshi Yagi
Kazuhisa Shigemori
Tomomi Sakamoto
Original Assignee
Daikin Industries, Ltd.
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Publication date
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    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/62—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light
    • G01N21/63—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light optically excited
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    • G01N21/645—Specially adapted constructive features of fluorimeters
    • G01N21/648—Specially adapted constructive features of fluorimeters using evanescent coupling or surface plasmon coupling for the excitation of fluorescence
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    • B01L—CHEMICAL OR PHYSICAL LABORATORY APPARATUS FOR GENERAL USE
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    • B01L3/50—Containers for the purpose of retaining a material to be analysed, e.g. test tubes
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    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/75—Systems in which material is subjected to a chemical reaction, the progress or the result of the reaction being investigated
    • G01N21/77—Systems in which material is subjected to a chemical reaction, the progress or the result of the reaction being investigated by observing the effect on a chemical indicator
    • G01N21/7703—Systems in which material is subjected to a chemical reaction, the progress or the result of the reaction being investigated by observing the effect on a chemical indicator using reagent-clad optical fibres or optical waveguides
    • G01N2021/7706—Reagent provision
    • G01N2021/7733—Reservoir, liquid reagent

Definitions

  • the present invention relates to an optical measuring device, and more particularly, to a method in which excitation light is introduced into an optical waveguide, and a labeling phosphor existing near the surface of the optical waveguide due to an evanescent wave component.
  • An optical waveguide based on measurement light whose intensity is significantly smaller than the intensity of the excitation, as typified by a fluorescence immunoassay device that measures the presence or absence of immunity based on the excited fluorescence, based on the excited fluorescence.
  • the present invention relates to an optical measuring device for measuring a state near a surface of a device.
  • a slab-type optical waveguide is used to excite only a labeled phosphor existing near the surface of the optical waveguide by an evanescent wave component slightly leaking from the optical waveguide, and an immunoreaction is performed based on the excited fluorescence.
  • An optical measurement method for measuring the presence or absence of an antibody and the degree of an immune reaction is known. To implement this method, as shown in FIG. 23, a test solution is placed on one surface of a slab-type optical waveguide 91.
  • the accommodation chamber 92 is formed integrally, and the excitation light emitted from a laser light source or the like (not shown) is introduced into the optical waveguide 91 through the dichroic mirror 93, and the fluorescent light emitted from the labeled phosphor is emitted from the optical waveguide 91. It has been proposed that the light is emitted through 1 and reflected by a dichroic mirror 93, and then is incident on a detector 95 through an optical filter 94.
  • the antibody 96 is allowed to receive the antigen 97 in the test solution, and the received antigen 97 is allowed to receive the fluorescently labeled antibody 98 labeled with a fluorescent substance. That is, the amount of the fluorescently labeled antibody 98 to be received is determined based on the amount of the antigen 97 in the test solution. Then, only the labeled fluorescent substance 98a of the fluorescently labeled antibody 98 received above is excited by the evanescent wave component obtained by introducing the excitation light into the optical waveguide 91, and emits fluorescence. However, the intensity of the emitted fluorescent light is proportional to the amount of the antigen 97 in the test solution. This fluorescent light is guided through the optical waveguide 91.
  • the fluorescent light guided through the optical waveguide 91 is reflected by the dichroic * mirror 93, the excitation light component is cut off by the optical filter 94, and the light enters the detector 95.
  • the presence or absence of a reaction and the degree of an immune reaction can be measured.
  • the antigen 97 is diluted, that is, diluted. Since the dilution of the test solution and the mixing of the antigen 97 and the fluorescently labeled antibody 98 must be performed, the above-mentioned dilution and mixing operations are performed using a pretreatment tank pre-installed in the measurement device, or The diluting operation and the mixing operation are performed by using a disposable pretreatment tank unit manufactured in correspondence with the reaction tank.
  • the mechanism When performing dilution and mixing operations using a pretreatment tank pre-installed in the measurement device, the mechanism is generally extremely complicated. In addition to the inconvenience that the operation is likely to be complicated, the residual substances in the pretreatment tank due to poor cleaning may be mixed into the test solution because the pretreatment tank is reused and reused. This is inconvenient because measurement errors easily occur.
  • the present inventors formed a light input / output prism 81 at both ends of a slab type optical waveguide 80 as shown in FIG.
  • a pair of pretreatment tanks 8 2 are formed at a predetermined distance from each other, and the light entrance / exit prism 8 1 is placed between the opposing ends of the pair of pretreatment tanks 8 2.
  • a reaction tank 84 containing the slab-type optical waveguide 80 is formed by press-fitting from above and making a portion of the light input / output prism 81 that does not optically affect the measurement optically engaged with the end. I thought about it.
  • the slab type optical waveguide is exposed at the time of assembly, there is a high possibility that fingerprints, dust and the like will adhere. Furthermore, when the test solution is discharged from the reaction tank 84 before receiving the fluorescently labeled antibody, the test solution remains in the lower space of the slab type optical waveguide 80, etc. When the antibody is injected into the reaction tank 84, the concentration of the fluorescently labeled antibody will be diluted by the residual test solution, and thus the fluorescent immunoassay accuracy will be reduced. ⁇
  • the upper surface of the pretreatment tank 82 and the upper surface of the light input / output prism 81 will be flush even if the adhesive is applied again after the press-fitting is completed as described above. There is no. Therefore, even if a storage solution is stored in the reaction tank 84 and the top opening of the reaction tank 84 is sealed to keep the slab-type optical waveguide 80 wet during transportation and storage, the seal is maintained. There is the disadvantage of being incomplete. Also, since the excitation light introduced into the slab type optical waveguide 80 through one light input / output prism 81 is emitted through the other light input / output prism 81, the extension position of the slab type optical waveguide 80 is set. Can not arrange reagent tank etc. ,
  • An object of the present invention is to remarkably facilitate manufacture as a whole and to eliminate the need for positioning and bonding work of a slab type optical waveguide.
  • Still another object of the present invention is to improve optical measurement accuracy.
  • an optical measuring device has a structure in which a plurality of tanks, at least one of which is a reaction tank, are integrally formed, and the reaction tank is directly opposed to at least one tank.
  • the side wall facing the tank is also used as a slab type optical waveguide. Therefore, an optical measuring device can be easily obtained by injection molding or the like.
  • At least one tank is directly opposed to the reaction tank, and among the side walls of the reaction tank, the side wall facing the tank is a slab-type optical waveguide. The inconvenience of touching the wave path can be prevented beforehand. Also, ⁇
  • the slab-type optical waveguide is arranged substantially vertically, even if the interfering substances contained in the test solution settle and deposit, most of the reaction surface of the slab-type optical waveguide is affected by the deposited interfering substances. And good optical measurements can be achieved.
  • the slab-type optical waveguide may be one in which an antigen, an antibody, or a hapten is fixed on at least one side surface in advance.
  • the presence or absence of the immune reaction can be measured optically.
  • the slab-type optical waveguide is disposed in an inclined state so that the bottom of the reaction tank becomes narrow.
  • the mold can be easily removed after molding by injection molding or the like, and the surface of the slab-type optical waveguide can be made smoother.
  • At least a part of the remaining tank except the reaction tank is a pretreatment tank.
  • a test solution, a diluent, etc. are stored in any of a plurality of pretreatment tanks.
  • the work of diluting the test solution and the like can be easily achieved using a desired pretreatment tank, and the optical measurement can be easily achieved by injecting the solution after the necessary pretreatment into the reaction tank.
  • a plurality of pretreatment tanks may be included, and a reagent tank and / or a diluent tank may be included, and the same operation as described above can be achieved.
  • one of the pretreatment tanks is a reagent tank for storing a fluorescent substance, and is disposed at a position not directly facing any side wall of the reaction tank.
  • the fluorescent substance inside the reagent tank is excited by the excitation light propagating while being totally reflected in the slab type optical waveguide, the fluorescence emitted by the fluorescent substance exerts on the reaction chamber. The influence can be significantly reduced and the optical measurement sensitivity can be increased.
  • the optical measurement device should cover at least the reagent tank and diluent tank. It is preferable to have a sealing sticker adhered in a state, and to store the optical measurement device ⁇ even if vibrations are given during transport, etc., the reagent in the reagent tank, dilution The diluent in the liquid tank can be reliably kept in the corresponding tank. Of course, a series of operations required for optical measurement can be performed by peeling off the sealing seal.
  • the slab-type optical waveguide introduces the light into and out of the slab-type optical waveguide, which propagates the pump light while totally reflecting it. It is preferable that a light absorbing agent storage tank is arranged corresponding to the other end of the slab type optical waveguide.
  • the slab-type optical waveguide itself emits fluorescence which becomes a noise component for the measurement light with the propagation of the excitation light introduced into the slab-type optical waveguide through the excitation light introducing prism
  • the light absorber Fluorescence and the like that are absorbed by the light absorbing agent contained in the containing tank and return toward the excitation light introducing prism can be significantly reduced.
  • the introduced excitation light is also absorbed by the light absorbing agent accommodated in the light absorbing agent accommodating tank, is reflected by portions other than the slab type optical waveguide, and the excitation light introduced into the reaction tank can be significantly reduced.
  • the slab-type optical waveguide introduces into the slab-type optical waveguide, which propagates the pump light while totally reflecting it, and a light input / output prism for deriving signal light containing optical measurement information is provided at one end.
  • the other end of the slab-type optical waveguide is located with respect to the optical axis of the slab-type optical waveguide.
  • a total reflection prism for emitting the excitation light in a direction forming a constant angle is formed.
  • the excitation light introduced into the slab optical waveguide is emitted through the excitation light introducing prism, the excitation light is totally reflected by the total reflection prism.
  • the extension direction of the slab optical waveguide and the excitation light Can be made sufficiently different from the emission direction. Therefore, it is possible to dispose a reagent tank or the like in the extension direction of the slab type optical waveguide, and it is possible to increase the degree of freedom in disposing the tank. In addition, it can easily cope with the increase in the number of tanks.
  • the slab-type optical waveguide has, at one end, a light-entering prism for introducing the light into the slab-type optical waveguide, which propagates the excitation light while totally reflecting the light. It is preferable that a predetermined region adjacent to the light introduction region has a light transmission blocking unit that blocks transmission of light.
  • the excitation light it is possible to reliably prevent the excitation light from being introduced through a region adjacent to the excitation light introduction region of the excitation light introduction prism, and to scatter light, emit light, etc. in the region other than the slab-type optical waveguide and the vicinity of the surface. Can be reliably prevented from being emitted. Therefore, the ratio of the noise light component included in the measurement light can be significantly reduced, and the optical measurement sensitivity can be significantly increased.
  • the side portions of the reaction tank extending in a direction substantially perpendicular to the slab type optical waveguide, and substantially the same as the side portion located on the excitation light introduction side of the slab type optical waveguide and / or the slab type optical waveguide. It is preferable that a black paint is applied to the side portions extending in the parallel direction. In this case, even if there is excitation light that enters the reaction tank when the excitation light is introduced into the slab-type optical waveguide, the noise component caused by this excitation light is applied to the former black paint. As a result, radiation of noise components to the outside of the reaction tank (outside of the excitation light introduction side) can be reduced.
  • the optical measurement device may further include a light detection unit that detects signal light emitted from the slab-type optical waveguide, and an analysis unit that analyzes an immune reaction based on a detection signal of the light detection unit.
  • the excitation light is introduced into the slab-type optical waveguide and propagated while being totally reflected, so that signal light exhibiting optical properties near the surface of the slab-type optical waveguide is emitted from the slab-type optical waveguide. Is done. Then, the signal light is detected by the light detection section, and the analysis section can analyze the immune reaction based on the detection signal of the light detection section.
  • FIG. 1 is a perspective view showing a fluorescent immunoassay apparatus as one embodiment of the optical measurement apparatus of the present invention.
  • FIG. 2 is a sectional view taken along the line II-II of FIG.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view taken along the line III-III in FIG.
  • FIG. 4 is a schematic vertical sectional view showing a tank forming state.
  • FIG. 5 is a view showing a vertical sectional shape of the tank.
  • FIG. 6 is a cross-sectional view schematically illustrating a fluorescent immunoassay.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining the inconvenience of an optical measuring device in which a light absorbing agent storage tank is not formed.
  • FIG. 8 is a diagram showing the results of a fluorescent immunoassay.
  • FIG. 9 is a schematic perspective view showing another embodiment of the optical measuring device of the present invention.
  • FIG. 10 is a cross-sectional view of a main part.
  • FIG. 11 is a diagram schematically showing an overall configuration of a measuring device for performing optical measurement using the optical measuring device having the configuration of FIG.
  • FIG. 12 shows the change with time of the fluorescence signal obtained by using the optical measuring device of the embodiment of FIG. 9 and the fluorescence signal obtained by using the optical measuring device without the light transmission blocking member. It is a figure which shows the time-dependent change of.
  • FIG. 13 shows the measurement calibration curve obtained by using the optical measurement device of the embodiment of FIG. 9 and the measurement calibration curve obtained by using the optical measurement device without the light transmission preventing member.
  • FIG. 14 is a cross sectional view showing still another embodiment of the optical measuring device of the present invention.
  • FIG. 15 is an enlarged view of a main part of the above.
  • FIG. 16i is a cross-sectional view showing still another embodiment of the optical measuring device of the present invention.
  • FIG. 17 is a cross sectional view showing still another embodiment of the optical measuring apparatus of the present invention.
  • FIG. 18 is a cross-sectional view showing still another embodiment of the optical measuring device of the present invention.
  • FIG. 19 is a perspective view showing still another embodiment of the optical measuring device of the present invention.
  • FIG. 20 is a sectional view taken along the line XX-XX of FIG.
  • FIG. 21 is a bottom view of the optical measuring device of FIG.
  • Fig. 22 shows the reaction mechanism using a biotin-labeled antibody and a fluorescently labeled avidin. -, n
  • FIG. 4 is a schematic diagram showing a U-room.
  • FIG. 23 is a schematic view showing a conventional optical measuring device.
  • FIG. 24 is an exploded perspective view showing an improvement of the conventional optical measuring device.
  • FIG. 25 is a diagram showing the variation of the fluorescent immunoassay signal in the optical measuring device of FIG.
  • FIG. 1 is a perspective view showing a fluorescence immunoassay apparatus as one embodiment of the optical measurement apparatus of the present invention
  • FIG. 2 is a sectional view taken along the line II--II of FIG. 1
  • FIG. 3 is a sectional view taken along line III-III of FIG.
  • the illustration of the internal configuration is omitted in FIG.
  • two pretreatment tanks 21 and 22 are arranged in a predetermined position of a casing 2 in the longitudinal direction, and the entire area of the pretreatment tank 21 and almost all of the pretreatment tank 22 are arranged.
  • a reaction tank 24 facing half is arranged.
  • the light absorbing agent storage tanks 25 are arranged so as to face the rest of the pretreatment tanks 22 and to be located on the extension of the reaction tanks 24. Further, a pretreatment tank 23 facing the pretreatment tank 22 and the light absorbing agent storage tank 25 is arranged. Further, the partition wall member 26 for partitioning the pretreatment tanks 21 and 22 from the reaction tank 24 and the light absorbent storage tank 25 has an upper half formed of a partition wall member 26a having a predetermined thickness. On the other hand, the lower half is formed of a partition wall member 26 b dedicated to the pretreatment tanks 21 and 22, a reaction wall 24, and a partition wall member 11 dedicated to the light absorbent storage tank 25.
  • the partition wall member 11 also serves as the optical waveguide main body 11 of the slab type optical waveguide 1 by flattening both surfaces with high precision. That is, a narrow gap is formed between the partition wall member 26 b and the partition wall member 11, and a finger or the like touches the optical waveguide body 11, causing fingerprints or the like to adhere or dust to be generated. Inconveniences such as adhesion are prevented beforehand. Further, — ⁇ Top— Excitation light introduction prisms 12 are arranged corresponding to the reaction vessel side end of the optical waveguide body 11.
  • the casing 2 including the pretreatment tank, the reaction tank, the light absorbent storage tank, the optical waveguide body, the excitation light introducing prism, and the like is integrally formed by injection molding or the like.
  • the light absorbing agent storage tank 25 is filled with a light absorbing agent 25a made of black paint, silicone resin, or the like.
  • a light absorbing agent 25a made of black paint, silicone resin, or the like.
  • the slab type optical waveguide 11 is not in a vertical state, but in a state in which the bottom of the reaction tank 24 is narrow and slightly inclined with respect to the vertical direction so as to form a wide upper part, so that surface polishing can be achieved with high precision. At the same time, polishing debris can be easily removed. It also facilitates die removal during integral molding.
  • the reaction tank 24 obtained as described above is formed so as to gradually expand from the bottom to the top and has no steps formed, for example, the fluorescent label Before dispensing the solution containing the antibody, the test solution already dispensed can be almost completely eliminated, and the inconvenience of lowering the concentration of the fluorescently labeled antibody can be reliably prevented.
  • at least a part of the side wall of the reaction tank 24 is formed to be transparent, so that when dispensing a test liquid or the like, the movement of the pipe and the like can be confirmed through the transparent portion.
  • the solution was stored inside the corresponding pretreatment tank, and a storage solution for storing the antibody 3 was stored inside the reaction tank 24.
  • the seal member 6 that covers the top openings 24 a, 21 a, 22 a, and 23 a of the tank 24 and the pretreatment tanks 21, 22, and 23 is attached. Therefore, liquid leakage during transportation and storage can be reliably prevented. In this case, since the seal member 6 is attached to the optical measuring device that is integrally molded, it is possible to reliably prevent the disadvantage that the seal is incomplete.
  • FIG. 4 is a schematic longitudinal sectional view showing a tank forming state for preventing the former inconvenience, and a mold 61 for forming the tank body and a groove formed at an opening edge of the tank body.
  • the bath is formed using a mold 62 for forming.
  • the width and height of the groove should be ().
  • the force at which burrs are generated between the mold 61 for molding the main tank and the adjacent mold 62 ⁇ The groove depth is set to be greater than the height of the burr. By doing so, it is possible to prevent sealing failure due to burrs.
  • a plurality of dies 61 and 62 are used, there is no problem that a radius is generated at a corner which should be a corner and the sealing member 6 and the sealing surface are in a line contact state.
  • FIG. 5 is a view showing a longitudinal sectional shape of a tank for preventing occurrence of the latter inconvenience, and by forming a step portion 63 at a predetermined position of the tank, the width of the upper half portion 64 is increased.
  • An auxiliary wall 66 extending in the direction in which the side wall of the lower half 65 extends is formed at the innermost end of the step. It is sufficient that the width of the step 63 and the height of the auxiliary wall 66 are both about 0.5 mm. Therefore, the liquid 67 is stored in the lower half 65 of the tank, and even if the liquid 67 rises due to surface tension, the contact portion between the seal member 6 and the sealing surface 68 is maintained. In addition to the possibility that the liquid 7 will approach more than necessary, there is no possibility that the liquid 67 will rise in the capillary, and a reliable seal by the sealing member 6 can be achieved.
  • the test solution containing the antigen 3 was diluted in the tank 23, and the reagent containing the fluorescently labeled antibody 32 was diluted in the pretreatment tank 22. _ Dilute.
  • the dilution of the reagent may be performed simultaneously with the dilution of the test solution, or may be performed after the dilution of the test solution.
  • the diluted test solution is injected into the reaction tank 24, the antigen 31 is received by the antibody 3 fixed to the optical waveguide body 11, and the test solution in the reaction tank 24 is discharged.
  • the excitation light emitted from the excitation light source 4a is guided to the prism 12 via the optical system 4b and the dichroic mirror 4, and the pretreatment tank 21 What is necessary is just to inject the diluted reagent into the reaction tank 24 of the casing 2, and the fluorescence corresponding to the amount of the antigen 31 can be obtained as follows.
  • the fluorescently labeled antibody 32 in the reagent is received by the antigen 31 received by the antibody 3, so that the amount corresponding to the amount of antigen in the test solution is obtained.
  • the fluorescently labeled antibody 32 is bound near the surface of the optical waveguide body 11.
  • the excitation light as the measurement light is refracted by the prism 12 and introduced into the optical waveguide body 1 1, and propagates while being totally reflected. Therefore, the fluorescent marker constrained by the evanescent wave component of the excitation light Excites only the labeled phosphor 32a of antibody 32 and emits intrinsic fluorescence.
  • this fluorescent light propagates inside the optical waveguide body ⁇ 1 and exits from the prism 12, and is reflected by the dichroic mirror 4 and the optical system 4 c including the filter and guided to the detector 5.
  • the excitation light and the fluorescent light, Raman scattering, etc., excited in the optical waveguide body 1] are reflected by the end face of the optical waveguide body and emitted from the incident side.
  • both the excitation light and the fluorescent light that have propagated to the position corresponding to the light absorber storage tank 25 are absorbed by the light absorber 25 a filled in the light absorption storage tank 25. Therefore, reflection from the emission end side of the optical waveguide main body 11 can be reliably removed.
  • FIG. when an optical measuring device in which the light absorbing agent storage tank 25 is not formed is employed, FIG.
  • the excitation light is reflected to some extent on the exit end side of the optical waveguide, and the reflected light penetrates into the inside of the reaction tank 24 and floats. Will be excited, and the fluorescence emitted from the fluorescent label will function as a noise component.
  • the reflection component from the exit end side of the excitation light can be removed, so that the noise component can be reduced.
  • 4 d is a light receiving element for monitoring the intensity of the excitation light.
  • Fig. 8 is a graph showing the immunity intensity corresponding to the amount of yS-2 microglobulin.
  • the measurement sensitivity of the base without using the light absorption ⁇ is! against 1 0-1 of which was a M, it was possible to increase the measurement sensitivity by using a light absorbing agent to a et X 1 0- 1.
  • the excitation light wavelength was set to 49 S nm and FITC was used as the fluorescent dye
  • the S / N ratio was The value was 0.136, which was "! .94 times that when the light absorption layer was not used.
  • the optical waveguide body 11 is formed almost vertically, even if interfering substances such as proteins in the test solution settle and deposit, the anti-resting surface is hardly covered with the deposit. Therefore, the measurement light of sufficient intensity is guided This can be introduced on road holidays. Further, since the fluorescent immunoassay device is formed temporarily, there is almost no variation in the formation position of the prism 12 and fine adjustment of the prism position for performing the fluorescence immunoassay is unnecessary. Furthermore, since the test solution can be drained without dispersing the reagent before dispensing the reagent containing the fluorescent-labeled antibody, the fluorescence immunoassay performed using the apparatus shown in Fig. 24 can be performed.
  • Table 2 shows the fluorescence immunoassay signals and variations between the case where the dispensing position of the test solution was set to the right and the case where the dispensing position was set to the left, indicating that the degree of agitation and the like differed depending on the dispensing position. ing. Table 2
  • the trajectory of the nozzle for diluting the test solution and the reagent and injecting it into the reaction tank 24 is as shown by the arrow A in FIG. 1, and is a simple arc-shaped trajectory. Therefore, it is possible to simplify the control of the nozzles required for performing the above operation. Further, by offsetting the reaction tank 24 to reduce the thermal resistance, the time for the reaction solution to rise from the storage temperature (for example, 4 C) to the reaction temperature (for example, 37 ° C.) can be shortened. However, it is also possible to dilute the test solution containing the antigen 31 using only one of the pretreatments f23 and dilute the test solution containing the antigen 31, and then mix the fluorescently labeled antibody 32 with the injection. Eliminates the need for ffl using pretreatment tank 22.
  • the excitation light absorption efficiency of the light absorber 25a can be increased to improve the reproducibility in a low concentration range. Specifically, in two samples (for example, those that were shaped at the same time), the state where the inner surface of the light absorbing / accommodating tank 25 was polished with No. 2,000, With No. 0 polishing, measure the roughness of the molded product, and then measure in the high and low concentration areas? 1 The feasibility was evaluated.
  • the mirror surface finish significantly improved the roughness of the inner surface of the light-absorbing storage tower 25 (remarkably became flat), and accompanying this, the measurement in the low concentration range was performed.
  • the reproducibility of the measurement does not change or is reduced in the high concentration range. ⁇ This is susceptible to the device in the low concentration range, and the immune response is high in the high concentration range. It is likely that the original K is susceptible to variations in ⁇ .
  • FIG. 9 is a schematic perspective view showing another embodiment of the optical measuring device of the present invention, FIG. 0 is a cross-sectional view of a main part, and FIG. The only difference is that, except for the excitation light introduction area (measurement light emission area) of the prism 12, the light transmission blocking member 27 is provided in a predetermined area adjacent to the excitation light introduction area. In FIG. 9, the internal configuration is not shown.
  • both a light absorber and a light reflection member can be used.
  • the light transmission blocking member 27 made of a light absorber may be formed by applying a black paint, but a black synthetic resin is integrally molded on one surface side of a transparent synthetic resin. It may be formed by doing. Further, the light transmission blocking member 27 made of a light reflector may be formed by sticking a metal foil or the like.
  • FIG. 11 is a diagram schematically showing the overall configuration of a measuring device for performing optical measurement using the optical measuring device having the configuration shown in FIG. 9, and shows He— as an excitation light source.
  • Light emitted from the Ne laser 4 "1 is passed through an ND (neutral density) filter 42, an optical chopper 43, a dichroic mirror 44, and a lens system 44 including a 4a.
  • the measurement light emitted from the excitation light introduction area of the prism 12 is guided to the introduction area, and is guided in a different direction from the excitation light by the dichroic * mirror 44 a of the lens system 44.
  • the output current from the photomultiplier tube 46 is amplified by the IZV converter 47, detected by the lock-in amplifier 48, and Computer that performs various signal processing by amplifying the The synchronization signal corresponding to the operation of the optical chopper 43 is supplied to the lock-in amplifier 48.
  • the operation of the optical measuring device having the above configuration is as follows.
  • the laser light from the He-Ne laser 41 is modulated by an optical channel 43 and guided to an optical measuring device.
  • optical measuring devices prisms
  • Excitation light is introduced only from the excitation light introduction region of No. 2 and the fluorescently labeled antibody is confined in the vicinity of the surface of the optical waveguide body 1] by the evanescent wave component while propagating through the optical waveguide 1] 3 2 To excite and generate fluorescence of a predetermined wavelength.
  • the fluorescent light generated by the fluorescent labeled antibody 32 propagates through the optical waveguide main body 11, is emitted as measurement light only from the excitation light introduction region of the prism 12, and is guided to the photomultiplier tube 46.
  • light caused by light emission, scattering, and the like in a portion other than the vicinity of the surface of the optical waveguide body 1] is blocked by the light transmission blocking member 27, so that the photoelectron multiplication as a noise light component with respect to the measurement light is performed. It can be reliably prevented from being guided to the pipe 46.
  • the SZN ratio of the output current (measurement signal) output from the photomultiplier tube 46 can be significantly increased, and the sensitivity of the optical measurement using the optical measurement device can be significantly increased.
  • FIG. 12 shows the change over time of the fluorescence signal obtained by using the optical measuring device of this embodiment (see A in FIG. 12) and the optical measuring device without the light transmission blocking member 27.
  • FIG. 5 is a graph showing the change over time of the fluorescence signal obtained by using the method (see B in FIG. 12), and it can be seen that the noise level has been significantly reduced.
  • a fluorescent signal was measured when a light-transmitting blocking member 27 coated with a black paint for acryl resin was used to measure / 3-2 microglobulin] ng / ml.
  • a 1 and B] indicate noise signal levels
  • a 2 and B 2 indicate measurement signal levels caused by ⁇ 2 microglobulin. Therefore, the measured signal is almost One
  • FIG. 13 shows a measurement calibration curve (see a white circle in FIG. 13) obtained by using the optical measuring device of this embodiment and an optical measuring device without the light transmission blocking member 27.
  • FIG. 14 is a cross-sectional view showing still another embodiment of the optical measuring device of the present invention. The difference from the embodiment of FIG. 1 is that the light absorbent storage tank 25 is omitted.
  • a total reflection prism 16 is integrally formed at the end of the optical waveguide body 1 ⁇ , and the excitation light propagating in the optical waveguide body 1 ⁇ is formed at a predetermined angle ( For example, the point is that the light is emitted in a direction of approximately 90 °).
  • Above total reflection prism :! 6 is a region having a length L forming an extension surface of one surface of the optical waveguide body 1], a region forming a surface extending substantially at right angles from a surface opposite to the one surface of the optical waveguide body 1 ⁇ , and
  • the total reflection surface region 16a (for example, the angle between the total reflection surface 16a and the region having the length L may be set to 35 °). (See Figure 15).
  • the thickness of the optical waveguide body 1 is d and the propagation angle of the excitation light is 0 ,
  • the length L may be set so as to satisfy L ⁇ dZ tan 0, and all the excitation light propagating in the optical waveguide body 1] is totally reflected by the total reflection surface 16a, and in the above-described direction. It can be emitted.
  • a pretreatment tank 23 such as a reagent tank can be arranged at an extension position of the optical waveguide main body 11, and the effect of the excitation light on the pretreatment tank 23 such as a reagent tank arranged in this way can be ensured. Can be eliminated. As a result, the degree of freedom of arrangement of the pretreatment tanks and the like can be increased, and the number of pretreatment tanks and the like that can be arranged can be easily increased. Further, in the case of this embodiment, since the light absorbing agent 25a becomes unnecessary, the cost can be reduced as compared with the embodiment of FIG.
  • FIG. 16 is a cross-sectional view showing still another embodiment of the optical measuring device of the present invention.
  • the difference from the optical measuring device of FIG. 1 is that the light absorbent storage tank 25 is omitted.
  • the only difference is that the black paint 24 b is applied to almost the entire outer surface of the side wall of the side wall facing the optical waveguide 11 among the side walls of the reaction tank 24.
  • the black paint 24 b any paint that does not affect the liquid injected into the reaction tank 24 can be used.
  • hatching is omitted to clearly show the propagation path of the excitation light.
  • the dashed line shows an example of the propagation path of the scattered component of the excitation light in the case where the black paint 24b is not applied.
  • the excitation light propagating through the optical waveguide body 11 is scattered or reflected and a part is guided to the side wall facing the optical waveguide body 11 1, but the excitation light guided to the side wall is black paint 24 b And the light is sufficiently attenuated, so that the amount of light guided from the side wall to the inside of the reaction tank 24 is significantly reduced.
  • the noise component resulting from the excitation light can be remarkably reduced based on the above-mentioned route.
  • the excitation light wavelength was set to 495 ⁇ , and the S / N ratio when FITC was used as the labeling phosphor (the difference between the true immune signal value and the stray light signal value as an offset). Ratio) was 0.146, which was 2.09 times that when no black paint was used.
  • the black paint 24b instead of applying the black paint 24b to the outer surface of the side wall, it is preferable to apply the black paint to the inner surface of the side wall.
  • FIG. 7 is a cross-sectional view showing still another embodiment of the optical measuring device of the present invention.
  • black paint 24c is applied to the inner surface of the side wall that extends at right angles to the optical waveguide body 11 and is located on the prism 12 side. The only thing that did. Hatching is omitted to clearly show the propagation path of the excitation light.
  • the noise level can be reduced similarly to the optical measurement device of the second embodiment.
  • the noise component emitted from the reaction tank 24 and guided to the prism 12 cannot be blocked, whereas in this example, the noise component of the reaction tank 2 Since noise components radiated from 4 can also be reliably prevented from being guided to prisms 1 and 2, higher noise level reduction effects can be achieved.
  • the excitation light wavelength was set to 495 nm
  • the S-ratio true immunological The ratio of the signal value to the offset stray light signal value
  • the excitation light is introduced into the optical waveguide main body 1] through the prism 12 and propagates while being totally reflected, but the surface of the optical waveguide main body 1] is not necessarily formed as a completely flat surface. Part of the excitation light enters the inside of the reaction tank 24. In addition, since the incident angle of the excitation light also varies to some extent, a part of the excitation light enters the inside of the reaction tank 24 due to the first reflection of the prism 12. Then, these penetrating lights excite the fluorescent labels suspended in the reaction tank 24, and the floating labeled phosphors emit fluorescence. However, in this embodiment, the fluorescence emitted by the floating labeled phosphor can be prevented from being emitted toward the prism 12 by the black paint 24c. A noise level reduction effect can be achieved.
  • FIG. 8 is a cross-sectional view showing still another embodiment of the optical measuring device of the present invention.
  • the difference from the embodiment of FIG. 16 is that the optical waveguide main body 11 It is only the point that the black paint 24c is applied to the inner surface of the side wall that extends at right angles to the prism 12 and is located on the prism 12 side. The hatching is omitted to clearly show the propagation path of the excitation light.
  • FIG. 19 is a perspective view showing still another embodiment of the optical measuring device of the present invention
  • FIG. 20 is a sectional view taken along the line XX—XX of FIG. 9, and
  • FIG. 21 is a bottom view. The whole is made of a translucent material.
  • the difference of this optical measuring device from the embodiment of FIG. 1 is that, instead of the pretreatment tanks 21 and 22, a diluent tank 51, a stirring tank 52, a multifunctional tank 53 and a labeling liquid tank 5 are used.
  • the diluent tank 51 is for previously storing a solution (diluent) for diluting the test solution
  • the stirring tank 52 is for injecting the test solution and diluent.
  • the purpose of this is to agitate the two liquids by repeating suction and discharge of the mixed liquid by a required number of times using a nozzle not shown.
  • the multi-function tank 53 is used for increasing a dilution factor or for storing a reagent for increasing optical measurement sensitivity. More specifically, when increasing the dilution ratio, the diluted test solution is injected from the stirring tank 52 using a nozzle (not shown), the diluent is injected, and the suction and discharge of the mixed solution are performed. Repeat as many times as necessary.
  • a solution containing, for example, a biotin-labeled antibody 73 labeled with biotin 7a is injected in advance into a platform used for the latter purpose.
  • the labeling liquid tank 54 is for storing a solution containing the fluorescently labeled antibody 32 labeled with the fluorescent label 32a or the fluorescent labeled abitin 72 labeled with the labeled fluorescent substance 72a. It is. Since the labeling liquid tank 54 does not directly face any side wall of the reaction tank 24, even if the labeling fluorescent light is excited by the excitation light to be seeded with the optical waveguide and the fluorescent light is emitted, firefly ⁇ It is possible to secure a state where the influence of light hardly reaches the reaction tank 24.
  • the sample tank 55 is for temporarily storing a test solution such as blood.
  • a sealing member made of aluminum or the like is provided to cover all the tanks except the sample tank 55.
  • the sample tank 55 is provided at a predetermined position on the upper edge of the side wall for transferring the test solution.
  • the lower part is formed to have a narrow width so as to substantially face the labeling liquid tank 54 only.
  • a base recess 56a is formed, and an engagement recess 56b is also formed at a predetermined position adjacent to the prism 12.
  • the two base recesses 56a and 56b are formed, for example.
  • the diluting liquid tank 51, the stirring tank 52, the multifunctional tank 53, and the labeling liquid tank 54 are inclined walls having a stepped portion 57a at an intermediate height as a side wall on the side of the reaction tank 24.
  • 57 is adopted, and the inclined wall 57 b below the step 57 a faces the optical waveguide body 11 through a small gap, and the inclination is higher than the step 57 a.
  • the wall 57 c is also used as a side wall of the reaction tank 24.
  • an inclined wall 57 d inclined in the opposite direction is adopted as a side wall facing the inclined wall 57.
  • an inclined wall 57e inclined in a direction opposite to the optical waveguide body 11 is employed as a side wall facing the dual-purpose wall 57c. Then, the thickness of the stepped portion 57a and all the inclined walls 57b, 57c, 57d, 57e are set equal to the thickness of the bottom wall, and the deformation during molding is greatly reduced. Can be reduced.
  • Each of the inclined walls 57b, 57c, 57d, 57e is inclined at about 3 ° with respect to the vertical plane to facilitate die-cutting at the time of molding. 1 is inclined at about 9 ° with respect to the vertical plane, and the surface of the optical waveguide body 11 obtained by molding is a mirror surface.
  • auxiliary walls 58 a, 58 b, 58 c, extending horizontally from the prism: 12 forming surface 58 d, 58 e, and 5 S f are also set to have the same thickness, so that deformation during molding can be significantly reduced, and the hand and fingers can be prevented from touching the prism 12. Furthermore, since the number of tanks formed in the optical measurement device is large, the number of side walls that separate the tanks is inevitably increased, and the strength of the optical measurement device as a whole is improved. . In FIG. 20, the minute step formed at the opening edge is for ensuring the sealing by the sealing member.
  • the trajectory B of the nozzle shown in No. 19 is set so as to pass right above the reaction tank 24, the stirring tank 52, the multifunctional tank 53, the labeling liquid tank 54, and the sample tank 55. Therefore, the nozzle movement necessary for the optical measurement may be performed along the trajectory B. However, it is necessary to move the nozzle just above the diluent tank 51, but it is sufficient to move it very early in the optical measurement, so remove the nozzle from the locus B and move the nozzle so that it deviates from the locus B I try to make it.
  • a solution containing a fluorescence-labeled antibody in a labeling solution tank 54 in advance is used.
  • the seal member (not shown) is peeled off, and the test solution such as blood is injected into the sample tank 55 by tilting the test tube while the opening edge of the test tube (not shown) is engaged with the recess 55a. I do.
  • the optical measuring device is positioned by engaging the engaging recesses 56a and 56b with, for example, chuck claws (not shown).
  • the nozzle (not shown) is moved to a position immediately above the stirring tank 52 and the sample tank 55, and is lowered to aspirate a required amount of the diluting liquid and the test solution, respectively, and then the nozzle is raised. Discharge the diluent and test solution while moving it up and down. In this state, suction and discharge are repeated by the nozzle as many times as necessary, and the diluent and test solution Stirring with the liquid is achieved.
  • the nozzle Aspirates the diluted test solution in the stirring tank 53, raises the nozzle, moves it directly above the reaction tank 53, and lowers it in a state where it is lowered.
  • the discharged test solution is discharged. Therefore, an antigen-antibody reaction is performed between the antibody previously fixed to the optical waveguide main body 11 and the antigen contained in the diluted test solution.
  • all the test solution in the reaction tank 24 is sucked by the nozzle, the nozzle is raised, and the nozzle is moved to a discarding unit (not shown) to discharge the test solution. In this case, the nozzle is cleaned as necessary.
  • the nozzle is moved to just above the labeling liquid tank 54 and lowered, and the solution containing the fluorescent labeling antibody is sucked, the nozzle is raised, moved to just above the reaction tank 24, and lowered. , The solution containing the fluorescently labeled antibody is discharged. Therefore, an antigen-antibody reaction is performed between the antigen confined in the vicinity of the surface of the optical waveguide main body 11 and the fluorescently labeled antibody by the antigen-antibody reaction. Since the fluorescence-labeled antibody is bound to the vicinity of the surface of the optical waveguide body 11 by the antigen-antibody reaction, the bound fluorescent substance of the bound fluorescence-labeled antibody is excited by the evanescent wave component and emits intrinsic fluorescence.
  • the excitation light introduced into the optical waveguide body 11 through the prism 12 is finally guided to the light absorbent storage tank 25, so that there is almost no component returning to the prism 12 and the labeling liquid tank There is almost no influence of the fluorescence that may be emitted from 54, and the degree of the immune reaction can be measured with high accuracy based on the intrinsic fluorescence described above.
  • a solution containing biotin-labeled antibody should be stored in advance in the labeling liquid tank 54, and the multifunctional tank should be stored.
  • an antigen-antibody reaction is performed between the antigen 31 contained in the test solution and the antibody 3 previously fixed to the optical waveguide main body 11, and after the test solution is discarded, the nozzle
  • the solution containing the biotin-labeled antibody 73 is aspirated, the nozzle is raised, the nozzle is raised, and the solution containing the biotin-labeled antibody 73 is moved directly above the reaction vessel 24. Dispense the solution containing 7 3. Therefore, an antigen-antibody reaction occurs between the antigen 31 bound to the vicinity of the surface of the optical waveguide main body 11 and the bistin-labeled antibody 73 by the antigen-antibody reaction.
  • the solution containing the biotin-labeled antibody 73 is aspirated and discarded in the same manner as the test solution.
  • the nozzle is moved directly above the labeling solution tank 54 and lowered, and the solution containing the fluorescently-labeled abitin 72 is removed.
  • Aspirate raise the nozzle, move it directly above reaction tank 24, and discharge the solution containing fluorescently labeled abitin 72 in the lowered state. Therefore, the biotin 73 a bound to the vicinity of the surface of the optical waveguide main body 11 and the fluorescently labeled avidin 72 are bound by the antigen-antibody reaction.
  • This binding binds the fluorescently labeled avidin 72 near the surface of the optical waveguide body 11, so that the bound fluorescently labeled avidin 72 labeled fluorescent substance 72a is excited by the evanescent wave component and is intrinsically Emits fluorescence.
  • the amount of the labeled phosphor 72 a confined in the vicinity of the surface of the optical waveguide main body 11 due to the binding of biotin 73 a and abitin 72 is as shown in FIG. Since it is several times (5 to 10 times) larger than the amount of the labeled fluorescent substance bound by the fluorescently labeled antibody, a sufficient amount of fluorescence can be emitted. Thus, optical measurements can be achieved based on this fluorescence.
  • the present invention is not limited to the above embodiment.
  • an antigen or a hapten can be fixed.
  • the prism 12 for introducing the excitation light into the optical waveguide body 1 ⁇ ⁇ ⁇ has a shape other than the above embodiment, for example, It is possible to form symmetrical wedge-shaped ones, etc.
  • the present invention measures optical characteristics near the surface of an optical waveguide due to an antigen-antibody reaction or the like based on an evanescent wave component, it can be widely used as an optical measurement device for various medical diagnoses. .

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Description

明細書 光学的測定装置 技術分野 この発明は光学的測定装置に関し、 さらに詳細にいえば、 光導波路に 励起光を導入し、 エバネッセント波成分により光導波路の表面近傍に稃 在する標識螢光体を励起し、 励起された螢光に基づいて免疫の有無、 免 疫の程度を測定する螢光免疫測定装置に代表されるように励起光量と比 較して著しく光量が少ない測定光に基づく光導波路の表面近傍の状態の 測定を行なうための光学的測定装置に関する。 背景技術 従来からスラブ型光導波路を用い、 光導波路から僅かにしみ出すエバ ネッセント波成分により光導波路の表面近傍に存在する標識螢光体のみ を励起し、 励起された螢光に基づいて免疫反応の有無、 免疫反応の程度 を測定する光学的測定方法が知られており、 この方法を具体化するため に、 第 2 3図に示すように、 スラブ型光導波路 9 1の一面に被検液収容 室 9 2を一体形成し、 図示しないレーザ光源等から出射される励起光を ダイクロイツク · ミラー 9 3を通して光導波路 9 1に導入し、 標識螢光 体から放射される螢光を光導波路 9 1を通して出射させ、 ダイクロイツ ク ♦ ミラ一 9 3により反射させ、 さらに光学フィル夕 9 4を通して検出 器 9 5に入射させるようにしたものが提案されている。
上記の構成を採用した場合には、 光導波路 9 1の表面に予め抗体 9 6 _
— A—
を固定しておき、 この抗体 9 6に被検液中の抗原 9 7を受容させ、 さら に、 受容された抗原 9 7に螢光体で標識された螢光標識抗体 9 8を受容 させる。 即ち、 受容される螢光標識抗体 9 8の量は被検液中の抗原 9 7 の量に基づいて定まることになる。 そして、 光導波路 9 1に励起光を導 入することにより得られるエバネッセント波成分により上記受容された 螢光標識抗体 9 8の標識螢光体 9 8 aのみが励起され、 螢光を放射する ので、 放射される螢光の強度が被検液中の抗原 9 7の量に比例すること になる。 また、 この螢光は光導波路 9 1を導波されることになる。
したがって、 光導波路 9 1を導波されてきた螢光のみをダイクロイツ ク * ミラ一 9 3により反射させ、 光学フィルタ 9 4により励起光成分を 遮断して検出器 9 5に入射させることにより免疫反応の有無、 免疫反応 の程度を測定することができる。
しかし、 一般的に上記の構成の螢光免疫測定装置において被検液およ び螢光標識抗体 9 8を被検液収容室 9 2に収容する前に、 抗原 9 7の希 釈、 即ち被検液の希釈および抗原 9 7と螢光標識抗体 9 8との混合を行 なわなければならないので、 測定装置に予め組み込まれている前処理槽 を用いて上記希釈作業および混合作業を行ない、 または反応槽と対応づ けて製造された使い捨ての前処理槽ュニッ トを用いて上記希釈作業およ び混合作業を行なうようにしている。
測定装置に予め組み込まれている前処理槽を用いて希釈作業および混 合作業を行なう場合には、 一般的に機構が著しく複雑であるから、 単に 希釈、 混台を行なうだけであるにも拘らず作業が複雑化する可能性が高 いという不都合があるのみならず、 前処理槽を使い回しで使用すること になるので、 洗浄不良による前処理槽内の残留物質が被検液に混入し易 く、 測定誤差を生じ易いという不都合がある。
反応槽と対応づけて製造された使い捨ての前処理槽ュニッ トを用いて 希釈作業および混合作業を行なう場合には、 前処理槽を単独で形成する ことになるので、 かなりのコス トアップを招いてしまうとともに、 反応 槽と前処理槽とが 1対 1で対応する関係上、 反応槽の数に合せた数の前 処理槽を準備するための手間がかかってしまうという不都合がある。
これらの不都合を解消させるために本件発明者らは、 第 2 4図に示す ように、 スラブ型光導波路 8 0の両端に光入出射用プリズム 8 1を一体 形成しておき、 連結部 8 3を介して所定距離だけ離れた状態で 1対の前 処理槽 8 2を形成しておき、 1対の前処理槽 8 2の互に対向する端部間 に上記光入出射用プリズム 8 1を上方から圧入し、 光入出射用プリズム 8 1の光学的に測定に影響を及ぼさない箇所を上記端部と係台させるこ とによりスラブ型光導波路 8 0を収容した反応槽 8 4を形成することを 考えた。
しかし、 第 2 4図の構成の光学的測定装置においては、 光入出射用プ リズム 8 1と端部との接着のために予め端部に接着剤を塗布しておいて も、 光入出射用プリズム 8 1の圧入に伴なつて接着剤がそがれてしまい、 圧入完了後に再度接着剤を塗布することが必要になるのであるから、 光 学的測定装置の製造作業が繁雑化するという不都合を生じる。 また、 組 み立て誤差に起因して入射光軸に対する光入射用プリズムの相対角度が ばらついてしまい、 この結果、 第 2 5図に示すように螢光免疫測定信号 力《ばらついてしまうという不都合がある。 さらに、 組み立て時にスラブ 型光導波路がむき出しの状態であるから、 指紋、 ゴミ等が付着してしま う可能性が高い。 さらにまた、 螢光標識抗体を受容させる前に被検液を 反応槽 8 4から排出するに当って、 スラブ型光導波路 8 0の下部空間等 に被検液が残留してしまい、 螢光標識抗体を反応槽 8 4に注入した場合 に螢光標識抗体の濃度が残留被検液により希釈されてしまうことになる ので、 螢光免疫測定精度が低下してしまうという不都合がある。 Λ
一 4一 また、 以上のようにして圧入完了後に再度接着剤を塗布しても、 前処 理槽 8 2の上面と光入出射用プリズム 8 1の上面とが面一状になるとい う保証が全くない。 したがって、 運搬時、 保管時を通してスラブ型光導 波路 8 0を湿潤状態に保持するために反応槽 8 4に保存液を収容して反 応槽 8 4の上面開口をシールしていても、 シールが不完全になってしま うという不都合がある。 また、 一方の光入出射用プリズム 8 1を通して スラブ型光導波路 8 0に導入された励起光は他方の光入出射プリズム 8 1を通して出射されるのであるから、 スラブ型光導波路 8 0の延長位置 に試薬槽等を配置することができない。 、
発明の開示 この発明の目的は、 全体として製造を著しく容易化するとともに、 ス ラブ型光導波路の位置決め、 接着作業を不要にすることである。
この発明の他の目的は、 希釈作業、 混合作業等をも含めた光学的測定 のために必要な作業を著しく簡素化することである。
この発明のさらに他の目的は、 光学的測定精度を高めることである。
上記の目的を達成するための、 この発明の光学的測定装置は、 少なく とも 1つが反応槽である複数の槽が一体成形されてあり、 反応槽が少な く とも 1つの槽と正対されてあるとともに、 反応槽の側壁のうち、 正対 する槽側の側壁をスラブ型光導波路と兼用ざせてある。 したがって、 射 出成形等により簡単に光学的測定装置を得ることができる。 そして、 少 なく とも ]つの槽が反応槽と正対され、 かつ反応槽の側壁のうち、 正対 する槽側の側壁をスラブ型光導波路としているので、 作業者の指等がス ラブ型光導波路に触れてしまうという不都合を未然に防止できる。 また、 ^
一 5—
スラブ型光導波路が実質的に垂直に配置されることになるので、 被検溶 液に含まれる妨害物質が沈降堆積してもスラブ型光導波路の反応面の殆 どを堆積妨害物質の影響を受けない状態にでき、 良好な光学的測定を達 成できる。
この場合において、 スラブ型光導波路としては、 少なく とも 1つの側 面に予め抗原、 抗体またはハプテンが固定されたものであってもよい。 この場合には、 光学的に免疫反応の有無、 程度を測定できる。
また、 反応槽の底部が狭くなるようにスラブ型光導波路が傾いた状態 で配置されてあることが好ましい。 この場合には、 射出成形等による成 形後における型の抜き取りを容易にでき、 しかもスラブ型光導波路の表 面のなめらかさを高めることができる。
さらに、 反応槽を除く残余の槽の少なく とも一部が前処理槽であるこ とが好ましい。 この場合には、 射出成形等により得られた光学的測定装 置を用いて光学的測定を行なう場合に、 複数の前処理槽の何れかに被検 溶液、 希釈液等を収容しておいて、 被検溶液の希釈作業等を所望の前処 理槽を用いて簡単に達成でき、 必要な前処理が完了した溶液を反応槽に 注入することにより、 光学的測定を簡単に達成できる。
この場合において、 前処理槽が複数であり、 試薬槽および または希 釈液槽を含んでいてもよく、 上記と同様の作用を達成できる。
これらの場合において、 前処理槽の 1つが蛍光物質を貯蔵させる試薬 槽であって、 反応槽の何れの側壁とも正対しない位置に配置されてある ことが好ましい。 この場合には、 スラブ型光導波路内を全反射しながら 伝播する励起光によって試薬槽の内部の蛍光物質が励起された場合であ つても、 蛍光物質が放射する蛍光が反応糟に対して及ぼす影響を著しく 低減でき、 ひいては光学的測定感度を高めることができる。
また、 光学的測定装置が、 少なく とも試薬槽および希釈液槽を覆う状 態で貼着された封止用シールを有していることが好ましく、 光学的測定 装置の保管^、 輪送中等に振動等が与えられた場合であっても、 試薬槽 中の試薬、 希釈液槽中の希釈液を確実に該当する槽中に保持し続けるこ とができる。 もちろん、 封止用シールを剥離することにより光学的測定 に必要な一連の操作を行なうことができる。 さらに、 スラブ型光導波 路が、 励起光を全反射しながら伝播させるベく スラブ型光導波路に導入 するとともに、 光学的測定情報を含む信号光を導出させる光入出射用プ リズムを一方の端部に有しているものであり、 スラブ型光導波路の他方 の端部に対応させて光吸収剤収容槽が配置されてあることが好ましい。 この場合には、 励起光導入用プリズムを通してスラブ型光導波路に導入 された励起光の伝播に伴なつてスラブ型光導波路自体が測定光に対する ノィズ成分となる螢光等を発しても光吸収剤収容槽に収容された光吸収 剤により吸収され、 励起光導入用プリズムに向かって戻ってく る螢光等 を著しく低減できる。 もちろん、 導入された励起光をも光吸収剤収容槽 に収容された光吸収剤により吸収され、 スラブ型光導波路以外の部分で 反射され、 反応槽に導入される励起光をも著しく低減できる。 したがつ て、 ノィズ成分が殆どない測定光を励起光導入用プリズムから出射させ ることができ、 この結果、 光学的測 精度を著しく高めることができる。 また、 スラブ型光導波路に光吸収剤を塗布するのではなく、 単に光吸収 剤収容槽に充填するだけでよいから、 光吸収剤の塗布範囲を特別に考慮 する必要がなくなるとともに、 光吸収剤が被検溶液と接触しないので、 使用可能な光吸収剤の適用範囲を著しく拡大できる。
また、 スラブ型光導波路が、 励起光を全反射しながら伝播させるベく スラブ型光導波路に導入するとともに、 光学的測定情報を含む信号光を 導出させる光入出射用プリズムを一方の端部に有.しているものであり、 スラブ型光導波路の他方の端部に、 スラブ型光導波路の光軸に対して所 一 /一
定角度をなす方向に励起光を出射させる全反射プリズムが形成されてあ ることが好ましい。 この場合には、 励起光導入用プリズムを通してスラ ブ型光導波路に導入された励起光が出射される場合に、 全反射プリズム により全反射され、 この結果、 スラブ型光導波路の延長方向と励起光の 出射方向とを十分に異ならせることができる。 したがって、 スラブ型光 導波路の延長方向に試薬槽等を配置することが可能になり、 槽の配置の 自由度を高めることができる。 また、 槽の数の増加にも簡単に対処でき る。 さらに、 スラブ型光導波路自体が測定光に対するノイズ成分となる 螢光等を発しても、 励起光導入用プリズムに向かって戻ってく る螢光等 を著しく低減でき、 ひいては、 光学的測定精度を高めることができる。 さらに、 スラブ型光導波路が、 励起光を全反射しながら伝播させるベ くスラブ型光導波路に導入する光入射用プリズムを一方の端部に有して いるものであり、 光入射用プリズムの励起光導入領域に隣接する所定領 域に光の透過を阻止する光透過阻止手段を有していることが好ましい。 この場合には、 励起光導入用プリズムの励起光導入領域に隣接する領域 を通して励起光が導入されることを確実に阻止できるとともに、 スラブ 型光導波路および表面近傍以外の領域における散乱光、 発光等が出射さ れることをも確実に阻止できる。 したがって、 測定光に含まれるノイズ 光成分の割合を著しく低減でき、 光学的測定感度を著しく高めることが できる。
さらにまた、 反応槽の側部のうち、 スラブ型光導波路とほぼ直角方向 に延びる側部であって、 スラブ型光導波路に対する励起光導入側に位置 する側部および/またはスラブ型光導波路とほぼ平行方向に延びる側部 に黒色塗料が塗布されてあることが好ましい。 この場合には、 励起光が スラブ型光導波路に導入されるに当つて反応槽へ侵入する励起光が存在 しても、 この励起光に起因するノィズ成分が前者に塗布された黒色塗料 により吸光され、 ノイズ成分の反応槽外 （励起光導入側の外部） への放 射を低減できる。 また、 スラブ型光導波路を伝播した後、 散乱等により スラブ型光導波路と対向する側部に導かれ、 反応槽の内部に侵入する励 起光が存在しても、 この励起光が後者に塗布された黒色塗料により吸光 されるので、 反応槽の内部に侵入する励起光成分を低減でき、 ひいては この励起光に起因するノィズ成分を低減できる。
さらに、 光学的測定装置が、 スラブ型光導波路から出射される信号光 を検出する光検出部と、 光検出部の検出信号に基づいて免疫反応を解析 する解析部とをさらに含んでいることが好ましい。 この場合には、 スラ ブ型光導波路に励起光を導入し、 全反射させながら伝播させることによ り、 スラブ型光導波路の表面近傍の光学的性質を示す信号光がスラブ型 光導波路から出射される。 そして、 この信号光を光検出部により検出し、 光検出部の検出信号に基づいて解析部により免疫反応の解析を行なうこ とができる。 図面の簡単な説明
第 1図はこの発明の光学的測定装置の一実施例としての螢光免疫測定装 置を示す斜視図である。
第 2図は第 1図の I I 一 I I線断面図である。
第 3図は第 1図の I I I — I I I線断面図である。
第 4図は槽成形状態を示す概略縦断面図である。
第 5図は槽の縦断面形状を示す図である。
第 6図は螢光免疫測定を概略的に説明する横断面図である。
第 7図は光吸収剤収容槽が形成されていない光学的測定装置の不都合を 説明する図である。 第 8図は螢光免疫測定結果を示す図である。
第 9図はこの発明の光学的測定装置の他の実施例を示す概略斜視図であ o
第 1 0図は要部横断面図である。
第 1 1図は第 9図の構成の光学的測定装置を用いて光学的測定を行なう ための測定装置の全体構成を概略的に示す図である。
第 1 2図は第 9図の実施例の光学的測定装置を用いて得られた螢光信号 の経時変化と光透過阻止部材を設けていない光学的測定装置を用いて得 られた螢光信号の経時変化とを示す図である。
第 1 3図は第 9図の実施例の光学的測定装置を用いて得られた測定検量 線と光透過阻止部材を設けていない光学的測定装置を用いて得られた測 定検量線とを示す図である。
第 1 4図はこの発明の光学的測定装置のさらに他の実施例を示す横断面 図である。
第 1 5図は同上要部拡大図である。
第 1 6 iはこの発明の光学的測定装置のさらに他の実施例を示す横断面 図である。
第 1 7図はこの発明の光学的測定装置のさらに他の実施例を示す横断面 図である。
第 1 8図はこの発明の光学的測定装置のさらに他の実施例を示す横断面 図である。
第 1 9図はこの発明の光学的測定装置のさらに他の実施例を示す斜視図 である。
第 2 0図は第 1 9図の X X - X X線断面図である。
第 2 1図は第 1 9図の光学的測定装置の底面図である。
第 2 2図はビチオン標識抗体、 蛍光標識アビチンを用いた反応メカニズ -, n
—丄 U— ムを示す概略図である。
第 2 3図は従来の光学的測定装置を示す概略図である。
第 2 4図は従来の光学的測定装置の改良案を示す分解斜視図である。 第 2 5図は第 2 4図の光学的測定装置における螢光免疫測定信号のばら つきを示す図である。
発明を実施するための最良の形態
第 1図はこの発明の光学的測定装置の一実施例としての螢光免疫測定 装置を示す斜視図、 第 2図は第 1図の I I 一 I I線断面図、 第 3図は第 .1図の I I I— I I I線断面図である。 但し、 第 1図においては内部構 成の表示を省略してある。 この蛍光免疫測定装置は、 ケーシング 2の所 定位置に 2つの前処理槽 2 1 , 2 2を長手方向に配列しているとともに、 前処理槽 2 1の全範囲および前処理槽 2 2のほぼ半分と正対する反応槽 2 4を配列している。 そして、 前処理槽 2 2の残部と正対し、 かつ反応 槽 2 4の延長上に位置するように光吸収剤収容槽 2 5を配列している。 また、 前処理槽 2 2および光吸収剤収容槽 2 5と正対する前処理槽 2 3 を配列している。 さらに、 前処理槽 2 1 , 2 2と反応槽 2 4、 光吸収剤 収容槽 2 5とを区画する区画壁部材 2 6は、 上半部が所定厚みの区画壁 部材 2 6 aで形成されている反面、 下半部が前処理槽 2 1， 2 2専用の 区画壁部材 2 6 bおよび反応槽 2 4、 光吸収剤収容槽 2 5専用の区画壁 部材 1 1で形成されている。 そして、 区画壁部材 1 1は両表面を高精度 に平坦化することによりスラブ型光導波路 1の光導波路本体 1 1を兼ね ている。 即ち、 区画壁部材 2 6 bと区画壁部材 1 1との間には狭い空問 が形成されており、 光導波路本体 1 1に手、 指等が触れて指紋等が付着 したり、 ゴミが付着したりする不都合を未然に阻止している。 さらに、 — 丄 上— 光導波路本体 1 1の反応槽側端部に対応させて励起光導入用プリズム 1 2を配列している。 尚、 これら前処理槽、 反応槽、 光吸収剤収容槽、 光 導波路本体、 励起光導入用プリズム等を含むケーシング 2は射出成形等 により一体成形されている。 また、 光吸収剤収容槽 2 5には、 黒色の塗 料、 シリコン樹脂等からなる光吸収剤 2 5 aが充填されている。 但し、 励起光が白色光でない場合には、 必ずしも黒色でなくてもよい。 さらに、 スラブ型光導波路 1 1は、 垂直状態ではなく、 反応槽 2 4の底部を狭く、 上部を広く形成すべく垂直方向に対してやや傾斜した状態であり、 表面 研磨を高精度に達成できるとともに、 研磨屑等を簡単に排除できる。 ま た、 一体成形時の型抜きを容易にしている。 さらにまた、 以上のように して得られた反応槽 2 4は、 底部から上部に向かって漸拡状に形成され てあり、 しかも段差が全く形成されていないのであるから、 例えば、 螢 光標識抗体を含む溶液を分注する前に、 既に分注されている被検液をほ ぼ完全に排除でき、 螢光標識抗体の濃度が低下するという不都合を確実 に阻止できる。 また、 反応槽 2 4の側壁の少なく とも一部が透明に形成 されてあり、 被検液等の分注を行なう場合にピぺッ トの動き等を透明部 分を通して確認できる。
上記構成の螢光免疫測定装置が得られた後は、 該当する前処理槽の内 部に溶液を収容し、 反応槽 2 4の内部に抗体 3を保存するための保存液 を収容し、 反応槽 2 4および前処理槽 2 1 ， 2 2 , 2 3の上面開口 2 4 a , 2 1 a , 2 2 a , 2 3 aを覆うシール部材 6を装着する。 したがつ て、 運搬時、 保管時等における液洩れを確実に防止できる。 この場合に おいて、 一体成形された光学的測定装置にシール部材 6を装着するので あるから、 シールが不完全になってしまうという不都合を確実に防止で きる。
但し、 シール部材 6によるシール面にバリが発生した場合、 シール部 材 6と槽境界線部に沿って毛管上昇する液体がシール面に存在する場台 には、 シ一ル部材 6とシール面との融着不良が発生し、 ひいては液洩れ、 液体の蒸発を生じさせてしまうことになる。 第 4図は前者の不都合の発 生を防止するための槽成形状態を示す概略縦断面図であり、 槽本体を成 形するための金型 6 1と、 槽本体の開口縁部に溝部を形成するための金 型 6 2とを用いて槽を成形している。 尚、 溝部の幅および高さは共に（）. 2 mm程度あれば十分である。 したがって、 槽本休を成形するための金型 6 1 と、 隣合う金型 6 2との間にバリが発生することになる力《、 溝の深 さをバリの高さよりも大きく設定しておく ことにより、 バリに起因する シール不良を防止できる。 また、 複数の金型 6 1， 6 2を用いているの であるから、 角になるべき箇所にアールが生じ、 シール部材 6とシール 面とが線接触状態になるという不都合も生じない。
第 5図は後者の不都合の発生を防止するための糟の縦断面形状を示す 図であり、 槽の所定位置に段部 6 3を形成することにより上半部 6 4の 幅を大きくするとともに、 段部の最も内方端部に、 下半部 6 5の側壁の 延長方向に延びる補助壁 6 6を形成している。 尚、 段部 6 3の幅および 補助壁 6 6の高さは共に 0 . 5 mm程度あれば十分である。 したがって、 槽の下半部 6 5に液体 6 7を収容し、 七かも液体 6 7が表面張力により 盛り上った状態になっても、 シ一ル部材 6とシール面 6 8との接触部に 液体ち 7が必要以上に接近するおそれがないのみならず、 液体 6 7が毛 管上昇するおそれもなく、 シール部材 6による確実なシールを達成でき o
上記のように形成されかつ溶液が収容された螢光免疫測定装置を用い て免疫測定を行なう場合には、 先ずシール部材 6を剥離した後、 前処理 槽 2 〗 から希釈液を取り出して前処理槽 2 3において抗原 3 を含む被 検溶液を希釈し、 前処理糟 2 2において螢光標識抗体 3 2を含む試薬を _ 希釈する。 尚、 試薬の希釈は被検溶液の希釈と同時に行なってもよいが、 被検溶液の希釈の後に行なってもよい。 そして、 希釈された被検溶液を 反応槽 2 4に注入して、 光導波路本体 1 1に固定された抗体 3に抗原 3 1を受容させ、 反応槽 2 4内の被検溶液を排出する。 次いで、 第 6図に 示すように、 励起光光源 4 aから出射される励起光を光学系 4 bおよび ダイクロイツク ♦ ミラ一 4を介してプリズム 1 2に導く とともに、 前処 理槽 2 1で希釈された試薬をケ一シング 2の反応槽 2 4に注入すればよ く、 以下のようにして抗原 3 1の量に対応する螢光を得ることができる。 即ち、 試薬を反応槽 2 4に注入すれば、 試薬中の螢光標識抗体 3 2が、 抗体 3に受容された抗原 3 1に受容されるので、 被検溶液中の抗原量に 対応する量の螢光標識抗体 3 2が光導波路本体 1 1の表面近傍に拘束さ れる。
そして、 測定光としての励起光がプリズム 1 2により屈折されて光導 波路本体 1 〗に導入され、 全反射しながら伝播するのであるから、 励起 光のエバネッセント波成分により上記拘束されている螢光標識抗体 3 2 の標識螢光体 3 2 aのみを励起し、 固有の螢光を放射させる。
この螢光の一部は光導波路本体〗 1 の内部を伝播してプリズム 1 2か ら出射し、 ダイクロイツク ♦ ミラー 4.およびフィル夕を含む光学系 4 c を通して反射されて検出器 5に導かれる。 尚、 従来の光学的測定装置に おいては、 上記励起光および光導波路本体 1 ] において励起される螢光、 ラマン散乱等が光導波路本体の端面で反射され、 入射側から出射してい たが、 この実施例においては、 光吸収剤収容槽 2 5に対応する位置まで 伝播した励起光および螢光が共に、 光吸収剂収容槽 2 5に充填された光 吸収剤 2 5 aにより吸光されるのであるから、 光導波路本体 1 1の出射 端側からの反射を確実に除去できる。 この点に関して、 光吸収剤収容槽 2 5が形成されていない光学的測定装置を採用した場合には、 第 7図に 示すように、 例えば励起光が光導波路本休] 1の出射端側である程度反 射させられ、 反射光が反応槽 2 4の内部に侵入して浮遊している蛍光標 識抗体の標識蛍光体を励起してしまい、 この標識蛍光休から放射される 蛍光がノイズ成分として機能することになる。 し力、し、 この実施例にお いては、 上述のように、 励起光の出射端側からの反射成分を除去できる ので、 ノイズ成分を低減できることになる。 尚、 4 dは励起光強度をモ 二夕するための受光素子である。
したがって、 検出器 5に入射される励起光の反射成分および光導波路 本体 1 1において励起された螢光、 ラマン散乱等を著しく低減でき、 測 定精度を高めることができる。 また、 励起光がプリズム】 2に入射する 場合の反射成分も存在するが、 この反射成分は測定と無関係な方向に伝 播するのであるから、 バック ♦ グラウンド · ノイズとして機能すること はない。 第 8図は yS— 2 マイクログロプリ ンの量に対応する免疫強度 を示す図であり、 光吸収剤を光吸収剤収容槽 2 5に充填することにより バック . グラウンド♦ ノィズを大幅に低減できたことが分る。 尚、 第 8 図中、 白四角が光吸収剂を用いた場台を、 黒四角が光吸収剂を用いない 場台をそれぞれ示している。 また、 第 8図から明らかなように、 光吸収 剂を用いない場台の測定感度が:！ 1 0 ~ 1 Mであったのに対して、 光吸収剤を用いることにより測定感度をら X 1 0— 1 にまで高める ことができた。 さらに、 励起光波長を 4 9 S nmに設定し、 蛍光色素とし て F I T Cを用いた場合の S / N比 （真の免疫信号値と、 オフセッ トと しての迷光信号値との比） は 0 . 1 3 6であり、 光吸収剂を用いない場 合の "！ . 9 4倍であった。
また、 光導波路本体 1 1はほぼ垂直に形成されているのであるから、 被検溶液中の蛋白質等の妨害物質が沈降堆積しても抗休固定面は殆ど堆 積物で覆われることはなく、 したがって、 十分な強度の则定光を光導波 路本休 1 1 に導入できる。 さらに、 螢光免疫測定装置が一休形成され ているのであるから、 プリズム 1 2の形成位置のばらつきが殆どなくな り、 螢光免疫測定を行なうためのプリズム位置の微調節が不要になる。 さらにまた、 螢光標識抗体を含む試薬を分注する前に被検液を殆ど残 留させることなく排出できるのであるから.、 第 2 4図の装置を川いて螢 光免疫測定を行なった場台と比較して、 第 1表に示すように著しくばら つきが少ない删定結果を得ることができた。 尚、 表屮、 nは繰り返し回 数を示し、 3 2 1 1は/8 2 マイクログロブリ ンを示し、 じ 1 ?はじ一リ アクティ ブプロテインを示している。
第 1表
Figure imgf000017_0001
また、 反応槽 2 4の側壁の少なく とも一部が透明であるから、 被検波 等の分注位置を目視確認でき、 分注位置のばらつきに起因する螢光免疫 測定のばらつきを大幅に抑制できた。 第 2表は被検液の分注位置を右に 設定した場合と左に設定した場台の螢光免疫測定信号およびばらつきを 示しており、 分注位置により攪拌の程度等が異なることを示している。 第 2表
Figure imgf000018_0001
尚、 この実施例において被検溶液、 試薬を希釈し、 反応槽 2 4に注入 する作業を行なうためのノズルの軌跡は第 1図中に矢印 Aで示すとおり であり、 円弧状の単純な軌跡であるから、 上記作業を行なうために必要 なノズルの制御を簡素化できる。 また、 反応槽 2 4をオフセッ トして熱 抵抗を小さく し、 反応液が保存温度 （例えば 4 C ) から反応温度 （例え ば 3 7 °C ) まで立ち上がる時間を短縮できる。 但し、 一方の前処现 f 2 3のみを fflいて抗原 3 1を含む被検溶液を希釈し、 螢光標識抗体 3 2 をも注人して混台しておく こともでき、 この場合には、 前処理糟2 2を 使 fflする必要がなくなる。
また、 この実施例において、 光吸収剤収容槽 2 5の内 20を鏡面仕上げ することが好ましく、 光吸収剤収容槽 2 5の内 HOに存在する凹凸に起 H する励起光の乱反射を大幅に抑制でき.、 光吸収剤 2 5 aによる励起光吸 収効率を高めて低濃度域での再現性を良好にできる。 具体的には、 2個 のサンプル （例えば、 同時に整形されたもの） において光吸収剂収容槽 2 5の内面に 2 , 0 0 0番研磨を施したままの状態と、 さらに 2 0 , 0 0 0番研磨を施した状態とで、 成形品の粗さを測定し、 さらに高濃度域 および低濃度域での測定を行なって？1 Ϊ現性を評価した。
整形品の祖さは第 3表に示すとおりであり、 再現性評価結粜は第 4表 に示すとおりであった。 （Vij、 表中、 R aは平均線からの突出量 （ m ) - R z ( D I N ) は〗 0点-甲均粗さ （ m ) 、 再現性評価値は平均値に対 するばらつき （C V値） である。 また、 研磨前は 2， 0 0 0番研磨を施 したままの状態、 研磨後は 2 0 , 0 0 0番研磨を施した状態をそれぞれ 示している。
3表
Figure imgf000019_0001
第 4表
Figure imgf000019_0002
上記測定結果から明らかなように、 鏡面仕上げを施すことにより光吸 収剂収容櫓 2 5の内面の粗さが著しく向上し （著しく 坦になり） 、 こ れに伴なつて低濃度域における測定の再現性が著しく向上した。 但し、 高濃度域における測定の再現性は変化しないか、 もしくは低下している 力《、 これは、 低濃度域においては装置の影響を受けやすく、 高濃度域に おいては免疫反応 I ^休のばらつきの影響を受けやすいことが原 Kである と思われる。 ι。
一】 8— 実施例 2 第 9図はこの発明の光学的測定装置の他の実施例を示す概略斜視図、 第 ] 0図は要部横断面図であり、 第 1図の光学的測定装置と異なる点は、 プリズム 1 2の励起光導入領域 （測定光出射領域） を除いて、 励起光導 入領域と隣接する所定領域に光透過阻止部材 2 7を設けた点のみである。 尚、 第 9図においても、 内部構成の表示を省略してある。
上記光透過阻止部材 2 7としては、 光吸収体、 光反射休の双方が使用 可能である。 そして、 光吸収体からなる光透過阻止部材 2 7は、 黒色塗 料を塗布することにより形成してもよいが、 透明な 成樹脂の一方の表 面側に黒色の合成樹脂を一体的に成形することにより形成してもよい。 また、 光反射体からなる光透過阻止部材 2 7は、 金属箔等を貼着するこ とにより形成すればよい。
第 1 1図は第 9図の構成の光学的測定装置を用いて光学的測定を行な うための測定装置の全体構成を概略的に示す図であり、 励起光光源とし ての H e— N e レーザ 4 "1 からの出射光を N D (ニュー トラルデンシテ ィ） フィルタ 4 2、 光チョ ッパ 4 3、 ダイクロイツ ク · ミラ一 4 4 aを 含むレンズ系 4 4を通してプリズム 1 2の励起光導入領域に導き、 プリ ズム 1 2の励起光導入領域から出射される測定光をレンズ系 4 4のダイ クロイツク * ミラー 4 4 aにより励起光と異なる方向に導き、 さらにシ ヤープカッ トフィ ル夕 4 5を通して光電子增倍管 4 6に導いている。 そ して、 光電子增倍管 4 6からの出力電流を I Z Vコンパ一夕 4 7により 増幅し、 ロッ クインアンプ 4 8により検波し、 ノ0コンバ一タ 4 9に より増幅して各種信号処理を行なうコンピュータ 5 0に供給している。 尚、 ロックイ ンアンプ 4 8には、 光チヨ ッパ 4 3の動作に対応する同期 信号が供給されている。 上記の構成の光学的測定装置の作用は次のとおりである。
H e - N e レ一ザ 4 1からのレーザ光は光チョ ッノ、4 3により変調さ れて光学的測定装置に導かれる。 光学的測定装置においては、 プリズム
1 2の励起光導入領域のみから励起光が導入され、 光導波路本休 1 ]を 伝播しつつ、 エバネッセン ト波成分によって、 光導波路本体 1 ] の表面 近傍に拘束された螢光標識抗体 3 2を励起し、 所定波長の螢光を発生さ せる。
螢光標識抗体 3 2により発生された螢光は光導波路本体 1 1を伝播し てプリズム 1 2の励起光導入領域のみから測定光として出射され、 光電 子增倍管 4 6に導かれる。 この場合において、 光導波路本体 1 ] の表面 近傍以外の部分における発光、 散乱等に起因する光は光透過阻止部材 2 7により透過が阻止されるので、 測定光に対するノィズ光成分として光 電子增倍管 4 6に導かれることを確実に阻止できる。
したがって、 光電子增倍管 4 6から出力される出力電流 （測定信号） の S Z N比を著しく高めることができ、 ひいては光学的測定装置を用い た光学的測定の感度を著しく高めることができる。
第 1 2図はこの実施例の光学的測定装置を用いて得られた螢光信号の 経時変化 （第 1 2図中 A参照） と光透過阻止部材 2 7を設けていない光 学的測定装置を用いて得られた螢光信号の経時変化 （第 1 2図中 B参照） とを示す図であり、 ノイズレベルを大幅に低減できていることが分る。
尚、 この具体例において光透過阻止部材 2 7としてァクリル樹脂用黒 色塗料を塗布してなるものを用い、 /3— 2 マイ クログロブリ ン ] ng/ m lを測定した場合の螢光信号を示している。 また、 第 1 2図中、 A 1 , B ] がノ イズ信号レベルを、 A 2 , B 2が ー 2 マイ クログロブリ ン に 因する測定信号レベルを示している。 したがって、 測定信号がほぼ つ
— U— 飽和した時点における S 比はそれぞれ 1 . 3、 0 . 6になり、 この 実施例により S N比が著しく改善されたことが分る。
第 1 3図はこの実施例の光学的測定装置を用いて得られた測定検量線 (第 1 3図中白丸参照） と光透過阻止部材 2 7を設けていない光学的測 定装置を用いて得られた測定検量線 （第 1 3図中黒丸参照） とを示す図 であり、 後者の測定感度が 1 X 1 0— 1 1 Mであるのに対して前者の測 定感度が 1 X 1 ◦— 1 であり、 測定感度を著しく高めることができ た。
また、 この実施例は光吸収剤 2 5 aを用いていない場合を説明したが、 光吸収剤 2 5 aを併用することが可能であり、 この場^には S / N比の 向上および測定感度の向上を一層顕著にできる。 実施例 第 1 4図はこの発明の光学的则定装置のさらに他の実施例を示す横断 面図であり、 第 1図の実施例と異なる点は、 光吸収剤収容槽 2 5を省略 した点、 および光導波路本体】 1 の終端部に全反射プリズム 1 6を一体 形成し、 光導波路本体 1 〗 中を伝播してきた励起光を、 光導波路本体 1 ] の光軸に対して所定角度 （例えば、 ほぼ 9 0 ° ) をなす方向に出射さ せるようにした点のみである。
上記全反射プリズム：！ 6は、 光導波路本体 1 ] の一面の延長面を構成 する長さが Lの領域と、 光導波路本体 1 〗の上記一面と対向する面から ほぼ直角に伸びる面を構成する領域と、 上記長さが Lの領域に連続する 全反射面領域 1 6 a (例えば、 全反射面 1 6 aと長さが Lの領域とのな す角度を 3 5 ° に設定すればよい） とを有している （第 1 5図参照） 。 ここで、 光導波路本体】 1 の厚みを d、 励起光の伝播角度を とすれば. 0 ,
一 丄ー
上記長さ Lは、 L≥ d Z t a n 0を満足するように設定すればよく、 光 導波路本体 1 ]中を伝播する励起光を全て全反射面 1 6 aで全反射させ、 上記方向に出射させることができる。
したがって、 光導波路本体 1 1の延長位置に試薬槽等の前処理槽 2 3 を配置することができ、 このように配置された試薬槽等の前処理槽 2 3 に対する励起光の影響を確実に排除できる。 この結果、 前処理槽等の配 置の自由度を高めることができるとともに、 配置できる前処理槽等の数 を簡単に増加させることができる。 また、 この実施例の場合には、 光吸 収剤 2 5 aが不要になるのであるから、 第 1図の実施例と比較してコス トダウンを達成できる。
実施例 4
第 1 6図はこの発明の光学的測定装置のさらに他の実施例を示す横断 面図であり、 第 1図の光学的測定装置と異なる点は、 光吸収剤収容槽 2 5を省略した点、 および反応槽 2 4の側壁のうち、 光導波路本休 1 1 と 対向する側壁の外面ほぼ全範囲に黒色塗料 2 4 bを塗布した点のみであ る。 尚、 黒色塗料 2 4 bとしては、 反応槽 2 4に注入される液体に影響 を及ぼさないものであれば、 任意の塗料を採用することができる。 また、 励起光の伝播経路を明瞭に表示するため、 ハッチングを省略してある。 さらに、 破線は黒色塗料 2 4 bが塗布されていない場台における励起光 散乱成分の伝播経路の一例を示している。
したがって、 光導波路本体 1 1を伝播した励起光が散乱され、 または 反射されて一部が光導波路本体 1 1と対向する側壁に導かれるが、 側壁 に導かれた励起光が黒色塗料 2 4 bにより吸光され、 十分に減衰される ので、 ヒ記側壁部分から反応槽 2 4の内部に導かれる光量を著しく低減 - - でき、 ひいては上記経路に基づき、 かつ励起光に起因するノイズ成分を 著しく低減できる。 具体的には、 励起光波長を 4 9 5 ηπιに設定し、 標識 蛍光体として F I T Cを用ぃた場合のS / N比 （真の免疫信号値と、 ォ フセッ トとしての迷光信号値との比） は 0 . 1 4 6であり、 黒色塗料を 用いない場合の 2 . 0 9倍であった。 また、 側壁の外面に黒色塗料 2 4 bを塗布する代わりに、 側壁の内面に黒色塗料を塗布することが好まし い。
もちろん、 第 1 6図中に一点鎖線で示すように、 光吸収剂収容槽 2 5 を併用することが好ましく、 ノィズ成分低減効果を一層高めることがで きる。
実施例 5 第：！ 7図はこの発明の光学的測定装置のさらに他の実施例を示す横断 面図であり、 第 1 6図の実施例と異なる点は、 反応槽 2 4の側壁のうち、 光導波路本体 1 1と対向する側壁のほぼ全範囲に黒色塗料 2 4 bを塗布 する代わりに、 光導波路本体 1 1 と直角方向に延び、 かつプリズム 1 2 側に位置する側壁の内面に黒色塗料 2 4 cを塗布した点のみである。 尚、 励起光の伝播経路を明瞭に表示するため、 ハツチングを省略してある。
したがって、 実施例 2の光学的測定装置と同様にノイズレベルを低減 できる。 但し、 実施例 2の光学的測定装置においては、 反応槽 2 4から 放射されてプリズム 1 2に導かれるノィズ成分は阻 1ヒし得ないのに対し て、 この実施例においては、 反応槽 2 4から放射されるノイズ成分がプ リズム 1 2に導かれることをも確実に阻止できるので、 より高いノイズ レベル低減効果を達成できる。 具体的には、 励起光波長を 4 9 5 nmに設 定し、 標識蛍光休として F I T Cを用いた場合の S 比 （真の免疫信 号値と、 オフセッ トとしての迷光信号値との比） は 0 . 2 7 3であり、 黒色塗料を用いない場台の 3 . 9 0倍であった。
さらに詳細に説明する。
励起光は、 プリズム 1 2を通して光導波路本体 1 ] に導入され、 全反 射しながら伝播するのであるが、 光導波路本体 1 ] の表面が完全な平坦 面に形成されているわけではないから、 励起光の一部が反応槽 2 4の内 部に侵入してしまう。 また、 励起光の入射角にもある程度のばらつきが あるので、 プリズム 1 2の第 1反射に起因して励起光の一部が反応槽 2 4の内部に侵入してしまう。 そして、 これらの侵入光は、 反応槽 2 4内 で浮遊している標識蛍光休を励起してしまい、 これら浮遊している標識 蛍光体が蛍光を発生してしまう。 しかし、 この実施例においては、 浮遊 している標識蛍光体が発する蛍光がプリズム 1 2側に向かって出射され るのを黒色塗料 2 4 cにより阻止できるのであるから、 上述のようによ り高いノィズレベル低減効果を達成できる。
実施例 6
第：！ 8図はこの発明の光学的測定装置のさらに他の実施例を示す横断 面図であり、 第 1 6図の実施例と異なる点は、 反応槽 2 4の側壁のうち、 光導波路本体 1 1と直角方向に延び、 かつプリズム 1 2側に位置する側 壁の内面にも黒色塗料 2 4 cを塗布した点のみである。 尚、 励起光の伝 播経路を明瞭に表示するため、 ハッチングを省略してある。
したがって、 この実施例の場合には、 実施例 4 , 5により得られる効 果の相乗作用を達成でき、 さらに高いノィズレベル低減効果を達成でき る。 実施例 7 第 1 9図はこの発明の光学的測定装置のさらに他の実施例を示す斜視 図、 第 2 0図は第 ] 9図の X X— X X線断面図、 第 2 1図は底面図であ り、 全体が透光性のある材質で構成されている。 この光学的測定装置が 第 1図の実施例と異なる点は、 前処理槽 2 1 , 2 2に代えて、 希釈液槽 5 1、 攪拌槽 5 2、 多機能槽 5 3および標識液槽 5 4をこの順に配列し、 希釈液槽 5 1、 攪拌槽 5 2、 多機能槽 5 3を反応槽 2 4と正対させると ともに、 標識液槽 5 4を光吸収剤収容槽 2 5と正対させた点、 および前 処理槽 2 3に代えて検体槽 5 5を設けた点のみである。
さらに詳細に説明する。
希釈液槽 5 1は、 被検溶液を希釈するための溶液 （希釈液） を予め収 容しておくためのものであり、 攪拌槽 5 2は、 被検溶液と希釈液とを注 入し、 図示しないノズルを用いて混台液の吸引、 吐出を必要回数だけ反 復して両液体の攪拌を達成するためのものである。 多機能槽 5 3は、 希 釈倍率を高めるため、 または光学的測定感度を高めるための試薬を収容 しておくために使用されるものである。 さらに詳細に説明すると、 希釈 倍率を高める場合には、 図示しないノズルを用いて攪拌槽 5 2から希釈 された被検溶液を注入するとともに、 希釈液を注入し、 混台液の吸引、 吐出を必要回数だけ反復する。 また、 後者の目的に使用される場台には、 例えばピオチン 7 aで標識されたピオチン標識抗体 7 3を含む溶液を 予め注入しておく。 標識液槽 5 4は、 標識蛍光休 3 2 aで標識された蛍 光標識抗体 3 2または標識蛍光体 7 2 aで標識された蛍光標識アビチン 7 2を含む溶液を収容しておくためのものである。 この標識液槽 5 4は、 反応槽 2 4の何れの側壁とも正対していないので、 光導波路本休 1 ] を ;播する励起光により標識蛍光休が励起され、 蛍光を発しても、 この蛍 „ 光による影響が反応槽 2 4に殆ど及ばない状態を確保できる。 検体槽 5 5は、 血液等の被検溶液を一時的に収容しておくためのものである。 そ して、 特には図示していないが、 検体槽 5 5を除く全ての槽を覆うべく アルミニウムなどからなるシール部材を設けている。 また、 検体槽 5 5 は、 側壁上縁部所定位置に被検溶液移入用の凹所 5 5 aを有していると ともに、 下部を標識液槽 5 4のみとほぼ正対するよう狭幅に形成してあ る。 さらに、 凹所 5 5 aに対応して上下に延びる係台凹所 5 6 aが形成 されているとともに、 プリズム 1 2に隣接する所定位置にも係合凹所 5 6 bが形成されており、 両係台凹所 5 6 a , 5 6 bを例えばチヤック爪 (図示せず） と係合させることにより、 光学系の光軸に対するプリズム 1 2の位置決めを達成できる。
また、 希釈液槽 5 1、 攪拌槽 5 2、 多機能槽 5 3および標識液槽 5 4 は、 反応槽 2 4側の側壁として、 中間高さ部分に段部 5 7 aを有する傾 斜壁 5 7を採用しており、 段部 5 7 aよりも下側の傾斜壁 5 7 bは微小 な間隙を介して光導波路本体 1 1と正対し、 段部 5 7 aよりも上側の傾 斜壁 5 7 cは反応槽 2 4の側壁と兼用されている。 また、 上記傾斜壁 5 7と対向する側壁として逆向きに傾斜した傾斜壁 5 7 dを採用している。 もちろん、 反応槽 2 4の側壁のうち、 兼用壁 5 7 cと対向する側壁とし て、 光導波路本体 1 1 と逆向きに傾斜した傾斜壁 5 7 eを採用している。 そして、 上記段部 5 7 aおよび全ての傾斜壁 5 7 b , 5 7 c , 5 7 d , 5 7 eの肉厚が底壁の肉厚と等しく設定され、 成形時における変形を大 幅に低減できる。 また、 上記各傾斜壁 5 7 b， 5 7 c , 5 7 d , 5 7 e は垂直面に対して約 3 ° に傾斜され、 成形時の型抜きを容易にしている とともに、 光導波路本体 1 1は垂直面に対して約 9 ° に傾斜され、 成形 により得られる光導波路本体 1 1の表面を鏡面にしている。 さらに、 プ リズム： 1 2形成面から水平方向に延びる補助壁 5 8 a , 5 8 b , 5 8 c , 5 8 d , 5 8 e , 5 S f も互に等しい肉厚に設定され、 成形時における 変形を大幅に低減できるとともに、 プリズム 1 2に手、 指等が触れるこ とを防止できる。 さらにまた、 光学的測定装置に形成される槽の数が多 いのであるから、 必然的に槽同士を区画する側壁の数も多くなっており、 光学的測定装置全体として強度が向上している。 また、 第 2 0図におい て開口縁部に形成された微小な段部はシ一ル部材によるシールを確実化 するためのものである。
さらに、 第 1 9囟に示すノズルの軌跡 Bは、 反応槽 2 4 , 攪拌槽 5 2， 多機能槽 5 3 , 標識液槽 5 4 , 検体槽 5 5の直上を通過するように設定 されており、 光学的測定のために必要なノズルの移動を上記軌跡 Bに沿 つて行なわせればよい。 但し、 ノズルは希釈液槽 5 1の直上にも移動す る必要があるが、 光学的測定のかなり初期に移動すれば足りるため、 上 記軌跡 Bから外し、 軌跡 Bから外れるようにノズルを移動させるように している。
上記の構成の光学的測定装置を用いて通常の蛍光免疫測定を行なう場 合には、 標識液槽 5 4に蛍光標識抗体を含む溶液を予め収容したものを 用いる。
先ず、 図示しないシール部材を剥離し、 図示しない試験管の開口縁部 を凹所 5 5 aと係合させた状態で試験管を傾けることにより血液等の被 検溶液を検体槽 5 5に注入する。 次いで、 係台凹所 5 6 a， 5 6 bを例 えばチャック爪 （図示せず） と係合させることにより光学的測定装置を 位置決めする。 その後、 図示しないノズルを攪拌槽 5 2， 検体槽 5 5の 直上に移動させ、 下降させることにより、 それぞれ必要量の希釈液、 被 検溶液を吸引し、 ノズルを上昇させ、 攪拌槽 5 3の直上に移動させ、 下 降させた状態において希釈液、 被検溶液を吐出する。 尚、 この状態にお いて、 ノズルにより吸引、 吐出を必要回数だけ反復して希釈液と被検溶 液との攪拌を達成する。
以上の前処理が完了した後は、 ノズルにより攪拌槽 5 3内の希釈され た被検溶液を吸引し、 ノズルを上昇させ、 反応槽 5 3の直上に移動させ、 下降させた状態において希釈された被検溶液を吐出する。 したがって、 光導波路本体 1 1に予め固定されている抗体と、 希釈された被検溶液に 含まれる抗原との間で抗原 -抗体反応が行なわれる。 所定時間だけ抗原 一抗体反応を行なわせた後、 ノズルにより反応槽 2 4内の被検溶液を全 て吸引し、 ノズルを上昇させ、 図示しない廃棄部に移動させて被検溶液 を吐出する。 尚、 この場合に、 必要に応じてノズルの洗浄が行なわれる。 その後、 ノズルを標識液槽 5 4の直上に移動させ、 下降させて、 蛍光標 識抗体を含む溶液を吸引し、 ノズルを上昇させ、 反応槽 2 4の直上に移 動させ、 下降させた状態において蛍光標識抗体を含む溶液を吐出する。 したがって、 上記抗原 -抗体反応によって光導波路本体 1 1の表面近傍 に拘束された抗原と蛍光標識抗体との間で抗原一抗体反応が行なわれる。 この抗原 -抗体反応により蛍光標識抗体が光導波路本体 1 1の表面近傍 に拘束されるので、 拘束された蛍光標識抗体の標識蛍光体がエバネッセ ント波成分により励起され、 固有の蛍光を放射する。 もちろん、 プリズ ム 1 2を通して光導波路本体 1 1に導入された励起光は最終的に光吸収 剤収容槽 2 5に導かれるので、 プリズム 1 2に向かって戻る成分が殆ど なくなり、 しかも標識液槽 5 4から放射される可能性がある蛍光の影響 も殆どなくなり、 上記固有の蛍光に基づいて高精度に免疫反応の程度を 測定することができる。
上記の構成の光学的測定装置を用いて肝炎マ一力、 ガンマ一力等の測 定を行なう場合には、 標識液槽 5 4にビォチン標識抗体を含む溶液を予 め収容し、 多機能槽 5 3に蛍光標識アビチンを含む溶液を収容したもの を用いる。 0 0
— —
この場合には、 被検溶液に含まれる抗原 3 1と光導波路本体 1 1に予 め固定されている抗体 3との間で抗原一抗体反応を行なわせ、 被検溶液 を廃棄した後に、 ノズルを多機能槽 5 3の直上に移動させ、 下降させて ピオチン標識抗体 7 3を含む溶液を吸引し、 ノズルを上昇させ、 反応糟 2 4の直上に移動させ、 下降させた状態においてピオチン標識抗体 7 3 を含む溶液を吐出する。 したがって、 上記抗原—抗体反応によって光導 波路本体 1 1の表面近傍に拘束された抗原 3 1 とビすチン標識抗体 7 3 との間で抗原一抗体反応が行なわれる。 次いで、 ピオチン標識抗体 7 3 を含む溶液を吸引し、 被検溶液と同様に廃棄した後、 ノズルを標識液槽 5 4の直上に移動させ、 下降させて、 蛍光標識アビチン 7 2を含む溶液 を吸引し、 ノズルを上昇させ、 反応槽 2 4の直上に移動させ、 下降させ た状態において蛍光標識ァビチン 7 2を含む溶液を吐出する。 したがつ て、 上記抗原 -抗体反応によって光導波路本体 1 1の表面近傍に拘束さ れたピオチン 7 3 aと蛍光標識アビチン 7 2とが結合する。 この結合に より蛍光標識アビチン 7 2が光導波路本体 1 1の表面近傍に拘束される ので、 拘束された蛍光標識アビチン 7 2の標識蛍光体 7 2 aがエバネッ セン ト波成分により励起され、 固有の蛍光を放射する。 ここで、 ビォチ ン 7 3 aとアビチン 7 2とが結合することにより光導波路本体 1 1の表 面近傍に拘束される標識蛍光体 7 2 aの量は、 第 2 2図に示すように、 蛍光標識抗体により拘束される標識蛍光体の量よりも数倍 （5 ~ 1 0倍） 多いのであるから、 十分な量の蛍光を放射できることになる。 したがつ て、 この蛍光に基づいて光学的測定を達成できる。
尚、 この発明は上記の実施例に限定されるものではなく、 例えば、 光 導波路本体 1 1に抗体 3を固定する代わりに抗原またはハプテン（hapte n)を固定することが可能であるほか、 励起光を光導波路本体 1 〗 に導入 するためのプリズム 1 2として上記実施例以外の形状のもの、 例えば非 対称な楔形のもの等を形成することが可能であり、 さらに、 螢光、 散乱、 偏光等を用いて抗原 -抗体反応以外の結合反応、 酵素等による触媒反応 等に起因する光学的特性の変化状態を測定することが可能であるほか、 複数の槽同士を区画する複数の側壁の一部を他の側壁よりも低く設定す ることが可能であり、 その他、 この発明の要旨を変更しない範囲内にお いて種々の設計変更を施すことが可能である。 産業上の利用可能性
この発明は抗原一抗体反応等による光導波路の表面近傍の光学的特性 をエバネッセント波成分に基づいて測定するのであるから、 各種の医療 診断用の光学的測定装置として広く利用することが可能である。

Claims

請求の範囲
1. 少なく とも 1つが反応槽 （24) である複数の槽 （21 ) ( 2 2) (23) (24) (51 ) (52) (53) (54) (55) が一 体成形されてあり、 反応槽 （24) が少なく とも 1つの槽と正対されて あるとともに、 反応槽の側壁のうち、 正対する槽側の側壁をスラブ型光 導波路 （1 ) と兼用させてあることを特徴とする光学的測定装置。
2. 請求項 1の光学的測定装置において、 スラブ型光導波路 （1 ) 力;'、 少なく とも ]つの側面に予め抗原、 抗体またはハプテンが固定され たものである。
3. 請求項 1の光学的測定装置において、 反応槽 （24) の底部が 狭くなるようにスラブ型光導波路 （1) が傾いた状態で配置されてある。
4. 請求項 1の光学的測定装置において、 反応槽 （24) を除く残 余の槽の少なく とも一部が前処理槽 （21 ) (22) (23) (24) (51 ) (52) (53) (54) である。
5. 請求項 4の光学的測定装置において、 前処理槽 （2 ] ) (22) (23) (24) (51 ) (52) (53) (54) が複数であり、 試 薬槽 （54) および/または希釈液槽 （51 ) を含んでいる。
6. 請求項 4または請求項 5の光学的測定装置において、 前処理槽 の 1つが蛍光物質を貯蔵させる試薬槽 （54) であって、 反応槽 （24) の何れの側壁とも正対しない位置に配置されてある。
7. 請求項 4から請求項 6の何れかに記載の光学的測定装置におい て、 少なく とも試薬槽 （54) および希釈液槽 （5 ] ) を覆う状態で貼 着された封止用シール （6) を有している。
8. 請求項 1または請求項 3の光学的測定装置において、 スラブ型 光導波路 （1 ) が、 励起光を全反射しながら伝播させるベく スラブ型光 導波路 （1 ) に導入するとともに、 光学的測定情報を含む信号光を導出 させる光入出射用プリズム （12) を一方の端部に有しているものであ り、 スラブ型光導波路 （1) の他方の端部に対応させて光吸収剤収容槽 (25) が配置されてある。 '
9. 請求項 1または請求項 3の光学的測定装置において、 スラブ型 光導波路 （1) が、 励起光を全反射しながら伝播させるベくスラブ型光 導波路 （1) に導入するとともに、 光学的測定情報を含む信号光を導出 させる光入出射用プリズム （12) を一方の端部に有しているものであ り、 スラブ型光導波路 （1) の他方の端部に、 スラブ型光導波路 （1) の光軸に対して所定角度をなす方向に励起光を出射させる全反射プリズ ム （16) が形成されてある。
10. 請求項 1または請求項 3の光学的測定装置において、 スラブ 型光導波路 （1) 力 <、 励起光を全反射しながら伝播させるベく スラブ型 光導波路 （1) に導入する光入射用プリズム （12) を一方の端部に有 しているものであり、 光入射用プリズム （12) の励起光導入領域に隣 接する所定領域に光の透過を阻止する光透過阻止手段 （27) を有して いる。
11. 請求項] または請求項 3の光学的測定装置において、 反応槽 (24) の側部のうち、 スラブ型光導波路 （1) とほぼ直角方向に延び る側部であって、 スラブ型光導波路 （1) に対する励起光導入側に位置 する側部および またはスラブ型光導波路 （1) とほぼ平行方向に延び る側部に黒色塗料 （24 b) (24 c) が塗布されてある。
12. 請求項 1から請求項 5の何れかの光学的測定装置において、 スラブ型光導波路 （1) から出射される信号光を検出する光検出部 （5)
(46) と、 光検出部 （5) (46) の検出信号に基づいて免疫反応を 解析する解析部 （50) とをさらに含んでいる。
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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0725270A1 (en) * 1994-05-25 1996-08-07 Daikin Industries, Limited Optical measuring method and apparatus therefor
WO2016136937A1 (ja) * 2015-02-27 2016-09-01 学校法人 慶應義塾 全反射試料照明装置
US11099132B2 (en) 2011-05-16 2021-08-24 Universal Bio Research Co., Ltd. Optical measurement device for reaction vessel and method therefor

Families Citing this family (22)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH08116961A (ja) * 1994-10-25 1996-05-14 Hamamatsu Photonics Kk 培養観測用容器及び観測装置
JP2001521651A (ja) 1996-05-14 2001-11-06 サヤ、マイケル 制御信号を発生するための方法及び装置
US5801681A (en) * 1996-06-24 1998-09-01 Sayag; Michel Method and apparatus for generating a control signal
US5985218A (en) * 1996-07-03 1999-11-16 Beckman Coulter, Inc. Reagent cartridge
GB2319836B (en) * 1996-11-25 2001-04-04 Porvair Plc Microplates
AU3491299A (en) * 1998-04-14 1999-11-01 Lumenal Technologies, L.P. Test cartridge with a single inlet port
WO2005100539A2 (en) * 2004-04-07 2005-10-27 Levine, Robert, A. Disposable chamber for analyzing biologic fluids
US20060228804A1 (en) * 2005-04-08 2006-10-12 Rosemount Analytical Inc. Modified ruthenium complex luminescence dye for oxygen sensing
US20060241351A1 (en) * 2005-04-08 2006-10-26 Rosemount Analytical Inc. Integrated optical device for luminescence sensing
US7731901B2 (en) * 2005-10-19 2010-06-08 Abbott Laboratories Apparatus and method for performing counts within a biologic fluid sample
US7651869B2 (en) * 2006-03-14 2010-01-26 Research International, Inc. Optical assay apparatus and methods
US20100123089A1 (en) * 2008-11-14 2010-05-20 Chen Han-Min Device for exciting fluorescent samples using visible light
US20110278476A1 (en) * 2008-11-14 2011-11-17 Chen Han-Min Device for exciting fluorescent samples using visible light or ultraviolet light
WO2011075667A2 (en) * 2009-12-18 2011-06-23 Abbott Point Of Care, Inc. Biologic fluid analysis cartridge
EP2658653B1 (en) 2010-12-30 2015-03-04 Abbott Point Of Care, Inc. Biologic fluid analysis cartridge with sample handling portion and analysis chamber portion
US8624200B2 (en) * 2011-06-07 2014-01-07 Analogic Corporation Optical detection system
EP2748618A1 (en) 2011-08-24 2014-07-02 Abbott Point of Care Inc. Biologic fluid sample analysis cartridge
US9101678B2 (en) 2011-11-03 2015-08-11 Elwha Llc Heat-sanitization of surfaces
US10197558B1 (en) 2016-09-16 2019-02-05 Cbrn International, Ltd Environmental sampling and assay device
DE102018202591A1 (de) * 2018-02-21 2019-08-22 Robert Bosch Gmbh Optisches System sowie ein Verfahren zur Herstellung eines optischen Systems
DE102018202588A1 (de) * 2018-02-21 2019-08-22 Robert Bosch Gmbh Optische Sensorvorrichtung sowie ein Verfahren zur Herstellung einer optischen Sensorvorrichtung
DE102021133357A1 (de) 2021-12-15 2023-06-15 Endress+Hauser Conducta Gmbh+Co. Kg Sensorelement, Sensorsystem und Verfahren zum Herstellen des Sensorelements

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS49112687A (ja) * 1973-02-24 1974-10-26
JPS5229271A (en) * 1975-08-27 1977-03-04 Technicon Instr Cuvette and application
JPH01282447A (ja) * 1988-01-27 1989-11-14 Ortho Diagnostic Syst Inc 散乱された全内部反射による免疫定量系
JPH0372263A (ja) * 1989-08-11 1991-03-27 Daikin Ind Ltd 光学的測定補助器および光学的測定装置
JPH0372236A (ja) * 1989-08-11 1991-03-27 Daikin Ind Ltd 光学的測定装置
JPH045569A (ja) * 1990-04-23 1992-01-09 Anariiteikaru Instr:Kk 試薬収納型反応容器及びその測定装置
JPH04225144A (ja) * 1990-12-27 1992-08-14 Daikin Ind Ltd 光学的測定装置
JPH04225145A (ja) * 1990-12-27 1992-08-14 Daikin Ind Ltd 光学的測定装置

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3883308A (en) * 1967-05-12 1975-05-13 Centre Nat Rech Scient Apparatus for analysing liquid substances likely to form agglutinates
US3718439A (en) * 1970-06-12 1973-02-27 Instrumentation Labor Inc Analytical apparatus
US3939350A (en) * 1974-04-29 1976-02-17 Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Fluorescent immunoassay employing total reflection for activation
US4037974A (en) * 1974-10-17 1977-07-26 Fletcher Taylor C Sample cell for spectrophotometers
US4251159A (en) * 1979-01-15 1981-02-17 American Hospital Supply Corporation Disposable multi-chamber cuvette
US4668636A (en) * 1984-11-06 1987-05-26 Battelle Memorial Institute Analytical assembly usable in apparatuses for optically determining species in solution
CH665033A5 (fr) * 1985-07-01 1988-04-15 Prutec Ltd Guide d'onde utilisable comme sonde optique dans l'analyse spectroscopique a reflexion interne.
US4979821A (en) * 1988-01-27 1990-12-25 Ortho Diagnostic Systems Inc. Cuvette for receiving liquid sample
DE3917866A1 (de) * 1989-06-01 1990-12-06 Behringwerke Ag Kuevettenrotor

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS49112687A (ja) * 1973-02-24 1974-10-26
JPS5229271A (en) * 1975-08-27 1977-03-04 Technicon Instr Cuvette and application
JPH01282447A (ja) * 1988-01-27 1989-11-14 Ortho Diagnostic Syst Inc 散乱された全内部反射による免疫定量系
JPH0372263A (ja) * 1989-08-11 1991-03-27 Daikin Ind Ltd 光学的測定補助器および光学的測定装置
JPH0372236A (ja) * 1989-08-11 1991-03-27 Daikin Ind Ltd 光学的測定装置
JPH045569A (ja) * 1990-04-23 1992-01-09 Anariiteikaru Instr:Kk 試薬収納型反応容器及びその測定装置
JPH04225144A (ja) * 1990-12-27 1992-08-14 Daikin Ind Ltd 光学的測定装置
JPH04225145A (ja) * 1990-12-27 1992-08-14 Daikin Ind Ltd 光学的測定装置

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP0601205A4 *

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0725270A1 (en) * 1994-05-25 1996-08-07 Daikin Industries, Limited Optical measuring method and apparatus therefor
EP0725270A4 (en) * 1994-05-25 1998-11-04 Daikin Ind Ltd OPTICAL MEASUREMENT METHOD AND APPARATUS THEREOF
US11099132B2 (en) 2011-05-16 2021-08-24 Universal Bio Research Co., Ltd. Optical measurement device for reaction vessel and method therefor
US11656179B2 (en) 2011-05-16 2023-05-23 Universal Bio Research Co., Ltd. Optical measurement device for reaction vessel and method therefor
WO2016136937A1 (ja) * 2015-02-27 2016-09-01 学校法人 慶應義塾 全反射試料照明装置
JP2016161319A (ja) * 2015-02-27 2016-09-05 学校法人慶應義塾 全反射試料照明装置

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