WO2009090985A1 - 流速測定装置、抗原濃度測定装置、フローセル、流速測定方法、抗原濃度測定方法 - Google Patents

流速測定装置、抗原濃度測定装置、フローセル、流速測定方法、抗原濃度測定方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2009090985A1
WO2009090985A1 PCT/JP2009/050433 JP2009050433W WO2009090985A1 WO 2009090985 A1 WO2009090985 A1 WO 2009090985A1 JP 2009050433 W JP2009050433 W JP 2009050433W WO 2009090985 A1 WO2009090985 A1 WO 2009090985A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
unit
light
antibody
angle
time
Prior art date
Application number
PCT/JP2009/050433
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Yuzuru Iwasaki
Tsutomu Horiuchi
Michiko Seyama
Toru Miura
Tsuneyuki Haga
Jun-Ichi Takahashi
Tsuyoshi Hayashi
Original Assignee
Nippon Telegraph And Telephone Corporation
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Nippon Telegraph And Telephone Corporation filed Critical Nippon Telegraph And Telephone Corporation
Priority to EP09702693.4A priority Critical patent/EP2237022B1/en
Priority to US12/811,400 priority patent/US20100285612A1/en
Priority to JP2009550034A priority patent/JP4897054B2/ja
Publication of WO2009090985A1 publication Critical patent/WO2009090985A1/ja
Priority to US13/857,514 priority patent/US9880101B2/en

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • 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
    • G01N21/75—Systems in which material is subjected to a chemical reaction, the progress or the result of the reaction being investigated
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01F—MEASURING VOLUME, VOLUME FLOW, MASS FLOW OR LIQUID LEVEL; METERING BY VOLUME
    • G01F1/00—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow
    • G01F1/704—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow using marked regions or existing inhomogeneities within the fluid stream, e.g. statistically occurring variations in a fluid parameter
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01F—MEASURING VOLUME, VOLUME FLOW, MASS FLOW OR LIQUID LEVEL; METERING BY VOLUME
    • G01F1/00—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow
    • G01F1/704—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow using marked regions or existing inhomogeneities within the fluid stream, e.g. statistically occurring variations in a fluid parameter
    • G01F1/708—Measuring the time taken to traverse a fixed distance
    • G01F1/712—Measuring the time taken to traverse a fixed distance using auto-correlation or cross-correlation detection means
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01F—MEASURING VOLUME, VOLUME FLOW, MASS FLOW OR LIQUID LEVEL; METERING BY VOLUME
    • G01F1/00—Measuring the volume flow or mass flow of fluid or fluent solid material wherein the fluid passes through a meter in a continuous flow
    • G01F1/76—Devices for measuring mass flow of a fluid or a fluent solid material
    • G01F1/78—Direct mass flowmeters
    • G01F1/80—Direct mass flowmeters operating by measuring pressure, force, momentum, or frequency of a fluid flow to which a rotational movement has been imparted
    • G01F1/84—Coriolis or gyroscopic mass flowmeters
    • G01F1/845—Coriolis or gyroscopic mass flowmeters arrangements of measuring means, e.g., of measuring conduits
    • G01F1/8468—Coriolis or gyroscopic mass flowmeters arrangements of measuring means, e.g., of measuring conduits vibrating measuring conduits
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • 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
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/55—Specular reflectivity
    • G01N21/552—Attenuated total reflection
    • G01N21/553—Attenuated total reflection and using surface plasmons
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01P—MEASURING LINEAR OR ANGULAR SPEED, ACCELERATION, DECELERATION, OR SHOCK; INDICATING PRESENCE, ABSENCE, OR DIRECTION, OF MOVEMENT
    • G01P5/00—Measuring speed of fluids, e.g. of air stream; Measuring speed of bodies relative to fluids, e.g. of ship, of aircraft
    • G01P5/18—Measuring speed of fluids, e.g. of air stream; Measuring speed of bodies relative to fluids, e.g. of ship, of aircraft by measuring the time taken to traverse a fixed distance

Definitions

  • the present invention relates to a flow velocity measuring device, an antigen concentration measuring device, a flow cell, a flow velocity measuring method, and an antigen concentration measuring method.
  • an antibody immobilization film is formed by attaching an antibody to a metal thin film exposed in the flow channel portion of the flow cell, and a liquid containing the antigen is passed through the flow cell, so that the antigen adheres to the antibody.
  • a surface plasmon resonance sensor a method is used in which a change in the refractive index of the antibody immobilization film due to the formation of an antigen-antibody complex is detected, and the concentration of the antigen is detected based on the rate of change in the refractive index. (For example, refer nonpatent literature 1).
  • the rate of change of the refractive index increases according to the concentration of the antigen, the antigen concentration is measured from this rate of change.
  • SPR surface plasmon resonance
  • a substance to be measured such as an antibody immobilized on a metal thin film such as gold or silver is used as a measurement flow cell, light is incident from the surface opposite to the antibody of the flow cell, and the evanescence wave is obtained. And the incident angle at which the surface plasmon wave resonates is measured.
  • FIG. 18 is a block diagram showing an outline of the configuration of a conventional antigen concentration measuring apparatus.
  • the antigen concentration measuring apparatus includes a prism 1001, a light source 1002, a polarizing plate 1003, a condenser lens 1004, and a CCD camera 1005.
  • a prism 1001 When light emitted from the monochromatic light source 1002 passes through the polarizing plate 1003, only P-polarized light passes through.
  • the P-polarized light is collected by the condenser lens 1004 and enters the hemispherical prism 1001.
  • a flow cell 1000 is mounted on the upper surface of the prism 1001, and P-polarized light is incident from a surface opposite to the surface on which a substance to be measured such as an antibody is fixed.
  • the P-polarized light is incident on the flow cell 1000 through the prism 1001 at the incident angle ⁇ , and the CCD camera 1005 detects the intensity change of the reflected light from the flow cell 1000.
  • Light emitted from the light source 1002 becomes an evanescent wave at the boundary between the prism 1001 and the metal thin film of the flow cell 1000.
  • surface plasmon waves are generated on the surface of the metal thin film.
  • the incident angle ⁇ at which the wave numbers of the evanescent wave and the surface plasmon wave coincide with each other, the evanescent wave is used to excite the surface plasmon wave, and the amount of light measured as reflected light decreases.
  • the intensity of the reflected light is measured by the CCD camera 1005, as shown in FIG. 19, a decrease in reflectance is observed at an incident angle at which resonance between the evanescence wave and the surface plasmon wave occurs. Looking at this as an incident angle-reflectance curve showing the relationship between the incident angle and the reflectance, a valley with a low reflectance appears in the vicinity of the incident angle at which resonance between the evanescence wave and the surface plasmon wave occurs.
  • the angle at which the resonance between the evanescence wave and the surface plasmon wave occurs depends on the refractive index of the substance to be measured that is in contact with the metal thin film of the flow cell 1000. Therefore, when a substance to be measured such as an antibody is immobilized on the metal thin film, it binds to the antigen. The refractive index of the antibody changes, and the angle at which the valley appears changes slightly. By measuring this change, the substance to be measured can be quantified.
  • JP 2001-194298 A Japanese Patent No. 3356213 Milan Mrksich, George B. Sigal, and George M.
  • Non-Patent Document 1 when different antibodies are arranged in the flow direction of the flow cell, the timing at which the specimens flowing in the flow cell reach the respective antibodies is not clearly understood. Since the concentration measurement of the antigen is detected by the rate of change of the SPR angle, the accurate concentration measurement cannot be performed.
  • a CCD camera is used to detect the intensity of reflected light with respect to incident light in order to detect the change rate of the SPR angle, depending on the frame rate of the CCD camera, noise may be superimposed to change the antigen-antibody reaction. In some cases, it is difficult to see the rising edge (change point of the SPR angle).
  • the portion measured by the SPR angle is a portion close to the channel wall of 1 ⁇ m or less from the metal film, and the flow velocity distribution in the channel changes due to a change in the viscosity of the sample.
  • the present invention has been made in view of such circumstances, and in any region where a plurality of antibodies arranged in series are fixed, the flow rate of the sample in the flow cell is accurately measured. It is an object of the present invention to provide a flow rate measurement device, an antigen concentration measurement device, a flow cell, a flow rate measurement method, and an antigen concentration measurement method that can detect whether or not a sample has reached.
  • the flow velocity measuring device of the present invention is a flow velocity measuring device in which different antibodies are arranged in a long flow cell in a direction in which a specimen flows, and the flow velocity of the specimen flowing in the flow cell is measured.
  • a light oscillation unit, a metal thin film for causing surface plasmon resonance by light emitted from the light oscillation unit, and fixing the metal thin film, and a plurality of incident light beams emitted from the light oscillation unit on the metal thin film A condensing unit that converts light into an incident light of an angle and collects it at a linear focal line position, an antibody immobilization region in which an antibody is immobilized on the metal thin film at a position overlapping the focal line position, and a reference that does not immobilize the antibody
  • the flow velocity calculation unit of the flow velocity measuring device of the present invention uses either one of a curve (referred to as an adsorption curve) showing a time change of the SPR angle at any two points of the antibody fixing region or the reference region. Dividing the position between the two points by the shift time, a waveform moving unit that shifts in the time direction with respect to the other, a time difference detecting unit that measures a shift time at which the difference between the SPR angles of the two points is minimum, and Therefore, it is preferable to have a flow rate calculation unit that calculates the flow rate of the specimen in the flow cell.
  • a curve referred to as an adsorption curve
  • the flow velocity measuring apparatus may further include a waveform differentiation calculation unit that differentiates each of the two adsorption curves with respect to time to obtain a differential curve, and the waveform moving unit includes the differentiation of each of the two points. Either one of the curves may be shifted in the time direction with respect to the other, and the time difference detection unit may measure the shift time at which the difference between the SPR angles in the two differential curves is minimized.
  • the flow velocity measuring device of the present invention may further include a waveform differentiation calculation unit for time-differentiating the difference data of the SPR angle, and the waveform moving unit has either one of the adsorption curves at two points.
  • the waveform differential calculation unit time-differentiates the difference data of each of the two adsorption curves, and the time difference detection unit has two points. The shift time at which the difference data obtained by time differentiation of the SPR angle in each adsorption curve may be measured may be measured.
  • the flow velocity calculation unit of the flow velocity measurement device of the present invention may calculate the flow velocity of the specimen flowing in the flow cell using Hough transform.
  • the flow rate measuring device of the present invention changes the refractive index on the metal thin film by reacting with the antibody and a substance different from that expected to react with the antibody among substances contained in the specimen.
  • a resonance angle which is an incident angle at which the reflectivity is minimum is obtained based on a correlation between the incident angle of the incident light and the reflectance of the reflected light in the antibody.
  • a refractive index deriving unit that obtains the refractive index of the analyte detection substance and the substance contained in the reacted specimen, and an error amount of the flow rate of the specimen is obtained from the change rate of the refractive index obtained by the refractive index deriving part. From the amount of error, the reaction results Derivation unit is seeking a correction amount of the reaction amount obtained, the reaction amount may have further a reaction result correction unit that corrects, based on the correction amount.
  • the flow velocity measuring apparatus of the present invention obtains the resonance angle in the correlation between the incident angle and the reflectance obtained by the image processing unit, and the specimen starts to flow on the flow cell from the change in the resonance angle.
  • a measurement start signal output unit for outputting a measurement start signal when the detection is detected, and an image acquisition timing signal for instructing the light reception unit to acquire an image.
  • an image acquisition cycle control unit that shortens the cycle of the image acquisition timing signal during normal time and returns the cycle of the image acquisition timing signal to a normal value after a predetermined time has elapsed.
  • the flow velocity measuring device includes the ideal value of the refractive index change rate, the relationship between the error amount of the change velocity and the error amount of the flow velocity of the specimen, the error amount of the flow velocity, and the correction amount.
  • the reaction result correction unit may further include a change rate of the refractive index obtained by the refractive index deriving unit and a change rate registered in the storage unit. An error amount with respect to the ideal value is obtained, the flow rate error amount corresponding to the change speed error amount is obtained from the storage unit, and the correction amount corresponding to the flow rate error amount is obtained from the storage unit. Also good.
  • the antigen concentration measuring apparatus of the present invention is an antigen concentration measuring apparatus for measuring the concentration of an antigen contained in a specimen, in which different antibodies are arrayed in a long flow cell in the direction in which the specimen flows.
  • the light oscillation unit, the antibody, and the specimen detection substance that changes in refractive index by reacting with a substance different from the antigen expected to react with the antibody among substances contained in the specimen are fixed.
  • a metal thin film for causing surface plasmon resonance by light emitted from the light oscillating unit, and the metal thin film are fixed, and the light emitted from the light oscillating unit is converted into incident light at a plurality of incident angles on the metal thin film.
  • a condensing part that converts and collects light at a linear focal line position, and an antibody-fixed area where the antibody is fixed on the metal thin film and a reference area where the antibody is not fixed are alternately arranged on the metal film.
  • Measurement unit and the focus A light receiving unit that receives reflected light at the focal line position of the emitted light due to surface plasmon resonance generated at a position for each angle of a plurality of incident light; and an SPR for each of the antibody fixing region and the reference region in the measurement unit
  • An SPR angle calculation unit for obtaining a time change in angle; a flow rate calculation unit for calculating a flow rate of the specimen flowing in the flow cell based on the time change in the SPR angle obtained by the SPR angle calculation unit; Based on the correlation between the incident angle of the incident light and the reflectance of the reflected light, a resonance angle that is the lowest incident angle is obtained, and the reaction amount between the antibody and the analyte detection substance is calculated from the resonance angle.
  • a resonance result is obtained based on the correlation between the obtained reaction result deriving unit and the incident angle and reflectance of the analyte detection substance, and the analyte detection substance and reaction are calculated from the resonance angle.
  • a refractive index deriving unit that obtains the refractive index of the substance contained in the sample, and an error amount of the flow rate of the sample from the refractive index change rate obtained by the refractive index deriving unit, and the reaction result from the error amount of the flow rate
  • a reaction result correction unit that obtains a correction amount of the reaction amount obtained by the deriving unit and corrects the reaction amount based on the correction amount; and the antigen included in the specimen based on the correction result by the reaction result correction unit
  • an antigen concentration calculation unit for calculating the concentration of.
  • the flow cell of the present invention is expected to react with the antibody in the surface plasmon resonance measurement flow cell in which the antibody is immobilized on a part of the metal thin film, among the substances contained in the specimen flowing in the flow cell.
  • An analyte detection substance whose refractive index changes by reacting with a different substance from the antigen to be immobilized may be immobilized on the metal thin film.
  • the flow velocity measurement method of the present invention includes a light oscillation unit, a metal thin film for causing surface plasmon resonance by light emitted from the light oscillation unit, and the metal thin film, and the light on the metal thin film.
  • a condensing unit that converts light emitted from the oscillation unit into incident light having a plurality of incident angles and collects the light at a linear focal line position, and a long shape at a position overlapping the focal line position on the metal thin film
  • the SPR angle calculation process for obtaining the time change of the SPR angle for each of the antibody fixing region and the reference region in the unit, and the time of the SPR angle obtained in the SPR angle calculation process, the sample flowing in the flow cell A flow velocity calculation process for calculating the flow velocity.
  • the refractive index changes by reacting with the light oscillation unit, the antibody, and a substance different from the antigen expected to react with the antibody among substances contained in the specimen.
  • the A flow rate measuring method for measuring a flow rate of the specimen flowing in the flow cell by a flow rate measuring device having a light receiving unit that receives light at each angle of a plurality of incident light, wherein the antibody fixing region in the measurement unit and the antibody An SPR angle calculation process for obtaining a temporal change in the SPR angle for each reference region; and a flow rate computation process for calculating the flow speed of the specimen flowing in the flow cell based on the temporal change in the SPR angle obtained in the SPR angle calculation process.
  • a resonance angle that is the lowest incident angle is obtained, and the antibody and the analyte detection substance are obtained from the resonance angle.
  • the resonance angle is obtained based on the reaction result derivation process for obtaining the reaction amount and the correlation between the incident angle and the reflectance in the analyte detection substance,
  • the flow rate error of the sample is obtained from the refractive index derivation process for obtaining the refractive index of the analyte detection substance and the substance contained in the reacted specimen, and the change rate of the refractive index obtained in the refractive index derivation process.
  • the reaction amount is corrected based on the correction amount, and the correction result in the reaction result correction process, And an antigen concentration calculation process for calculating the concentration of the antigen contained in the specimen.
  • the flow velocity of the sample in the flow cell is accurately measured, and a plurality of antibodies arranged in series are fixed. In the region, it can be detected which antibody region the sample has reached.
  • FIG. 1 It is a block diagram which shows the structural example of the optical measurement part which measures the SPR angle of the antigen concentration detection apparatus 300a of the 1st Embodiment of this invention. It is a conceptual diagram which shows the structure of the flow cell by which the antibody fixed area
  • 3 is a conceptual diagram showing a configuration of a storage area in a data storage unit 12 of a gradation level of reflection intensity received by a light receiving element as an address corresponding to a position in a Y1 direction and a position in an X1 direction of each light receiving element in a CCD 111.
  • 6 is a graph showing the time change of the SPR angle in an antibody fixing region 201 and a reference region 202. It is a flowchart which shows the operation example of the process which calculates the flow velocity of the sample in this embodiment. It is a flowchart which shows the operation example of the process which calculates the flow velocity of the sample in the 2nd Embodiment of this invention.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration example of an optical measurement unit of an antigen concentration measurement apparatus 300a according to the first embodiment of the present invention.
  • the antigen concentration measuring device 300a (also referred to as a flow velocity measuring device) is configured such that light emitted from an LED (Light Emitting Diode) 100, which is a light source (also referred to as a light oscillation unit), is incident on a lens 101 as a light beam, and a polarizer is used. Only the P-polarized light is condensed by the cylindrical lens 103 by 102 and is incident on the prism 104 having a high refractive index. As the light source, not only the LED 100 but also a semiconductor laser or the like may be used.
  • the prism 104 is configured such that the light focused by the cylindrical lens 103 is parallel to the axial direction of the column and the focal line 107 of the light reaches a surface facing the surface on which the light is incident. Has been.
  • an antibody corresponding to an antigen whose concentration is to be measured is fixed on a metal thin film 105 (for example, a gold thin film) for causing surface plasmon resonance to form an antibody fixing film 106.
  • the metal thin film 105 is formed (fixed) on the prism 104 which is a light transmitting medium.
  • the light incident on the prism 104 is reflected by the liquid flowing through the metal thin film 105, the antibody immobilization film 106 and the flow path at the position of the focal line 107.
  • the reflected light is converted into parallel light by the lens 108, and only the P-polarized light is incident on the lens 110 by the polarizer 109.
  • the lens 110 radiates incident light to a CCD 111 (CCD) surface that is a light receiving element. These constitute the condensing part which converts the emitted light of LED100 into the incident light of several incident angles on the thin metal film 105, and condenses in the linear focal line 107 position. Pixel data captured by the CCD 111 is output to the data processing device 112.
  • the data processing device 112 includes a control unit 113a.
  • the metal thin film 105 includes, as a measurement region (also referred to as a measurement unit), a sample region 200 including an antibody fixed region 201 to which an antibody is fixed and a reference region 202 to which an antibody is not fixed.
  • a measurement region also referred to as a measurement unit
  • a sample region 200 including an antibody fixed region 201 to which an antibody is fixed and a reference region 202 to which an antibody is not fixed.
  • the focal line 107 direction that is, the Y1 direction
  • they are alternately arranged above the focal line 107 in a preset cycle.
  • the flow path of the flow cell also referred to as a micro flow cell or a sample cell
  • the flow path of the flow cell is antibody-immobilized in a direction parallel to the focal line 107 (that is, an arrangement direction in which the antibody-immobilized regions 201 and the reference regions 202 are alternately arranged).
  • the array of the region 201 and the reference region 202 is covered, and the specimen is formed so as to sequentially reach each antibody fixing region 201 and the reference region 202. Therefore, on the surface of the CCD 111, as shown in FIG. 3 which is a top view of the CCD 111, the reflected light from the surface of the focal line 107 corresponds to the position in the Y1 direction on the surface of the focal line 107, respectively. To the light receiving elements arranged in a grid pattern.
  • the reflected light reflected by the focal line 107 corresponding to the incident angle is input.
  • region 200 can be detected collectively.
  • the change in the refractive index of the antibody fixing film 106 is monitored by monitoring the incident angle (SPR angle) at which the reflectivity decreases due to the change in the rate, that is, the refractive index increases when the antigen adheres to the antibody. Can be measured.
  • SPR angle incident angle
  • the fact that the incident angle causing surface plasmon resonance shifts as the antigen is adsorbed to the antibody is utilized.
  • the shift of the SPR angle of the reference region 202 where the antibody is not fixed is changed from the SPR shift of the antibody fixed region 201 where the antibody is fixed, By subtracting it as a reference value, it is necessary to detect the SPR shift of only the antigen-antibody reaction and improve the accuracy of measurement of the antigen concentration.
  • the wave number k ev of the evanescent wave is defined by equation (1).
  • k ev k p n p sin ⁇ ⁇ (1)
  • k p the wave number of incident light
  • n p the refractive index of the prism 104
  • ⁇ the incident angle.
  • a surface plasmon wave is generated on the surface of the metal thin film 105.
  • the wave number k sp of the surface plasmon wave is defined by equation (2).
  • k sp (c / ⁇ ) ⁇ n2 / ( ⁇ + n2) ⁇ 1/2 (2)
  • c is the speed of light
  • ⁇ is the angular frequency
  • ⁇ is the dielectric constant of the metal thin film 105
  • n is the refractive index of the object to be measured.
  • This SPR phenomenon depends on the refractive index n of the complex of the antigen and antibody of the analyte to be measured that is in contact with the metal thin film 105. Therefore, a change in refractive index due to a change in the concentration of antigen contained in the specimen can be measured from the angle ⁇ 0 that takes the minimum value.
  • FIG. 4 is a block diagram illustrating a configuration example of the control unit 113a that performs flow velocity calculation according to the embodiment.
  • the control unit 113a includes a data input unit 11, a data storage unit 12, an SPR angle calculation unit 13, an interpolation calculation unit 14, a waveform movement unit 15, a waveform differentiation calculation unit 16, a waveform subtraction unit 17, and a standard deviation calculation unit. 18, a time difference detector 19 and a flow velocity calculator 20 are provided. From the CCD 111 of the SPR sensor shown in FIG. Pixel data indicating the reflection intensity is input as arrangement frame image data.
  • the data input unit 11 converts the voltage value, which is the pixel data of each light receiving element input from the CCD 111, into a corresponding gradation, and the arrangement frame image data having the configuration shown in FIG. Corresponding to the address Ay corresponding to the position (arrangement of the antibody fixing region 201 and the reference region 202), the address set by the address Ax corresponding to the position in the X1 direction (position corresponding to the incident angle), and corresponding to each address The data of the gradation indicating the reflection intensity received by the light receiving element is read and written into the data storage unit 12 at every sampling time.
  • the gradation is high when the reflection intensity is high, and the gradation is low when the reflection intensity is low.
  • the data input unit 11 normalizes the maximum reflection intensity obtained in the experiment as the maximum gradation, and converts the input voltage value to the gradation.
  • the SPR angle calculation unit 13 obtains, for example, the antibody fixing region 201 of FIG. 2 (for example, FIG. 2) for each preset position of the antibody fixing region 201 in the sampling time unit from the data stored in the data storage unit 12. SPR angles in the second antibody fixing region 201A) and the reference region 202 (for example, the reference region 202B) are obtained, and the SPR angles are stored as SPR measurement data DA and SPR measurement data DB corresponding to the sampling time, respectively. Write to part 12. Further, the control unit displays the SPR measurement data A and B as the adsorption curve LA and the adsorption curve LB on the display unit as shown in FIG.
  • the waveform differential calculation unit 16 generates a differential curve DA and a differential curve DB by numerically differentiating each of the adsorption curve LA and the adsorption curve LB with time (hereinafter, time differentiation).
  • the interpolation calculation unit 14 interpolates the differential curve DB in units of time D1, for example, linear interpolation.
  • the waveform moving unit 15 moves the time range of 2 ⁇ D2 by the time D1 after moving by the preset set time D2.
  • the set time D2 is set to-(1/2) Ts
  • the differential curve DB is moved in parallel by the set time D2.
  • the waveform moving unit 15 adds the time D1 to the set time D2 to obtain a new set time D2, until the set time D2 reaches (1/2) Ts, that is, until the range of the moving time reaches Ts.
  • the operation of moving the differential curve DB in the + direction from the original position is repeated while increasing the set time D2 by time D1.
  • the waveform subtraction unit 17 subtracts the SPR angle of the differential curve DB from the SPR angle of the differential curve DA for each corresponding time, and obtains the SPR difference data for each time for each value of the set time D2. .
  • the standard deviation calculator 18 obtains the standard deviation of the SPR difference data for each time within the measurement range (Ts) of the adsorption curve LA for each value of the set time D2.
  • the time difference detection unit 19 detects the value of the set time D2 having the smallest standard deviation of the SPR difference data for each time. This set time D2 is a time difference when the specimen reaches the antibody fixing region 201 and the reference region 202, respectively.
  • the flow velocity calculation unit 20 obtains the flow velocity by dividing the distance between the antibody fixing region 201 and the reference region 202 by the time difference.
  • the waveform moving unit 15, the time difference detection unit 19, and the flow velocity calculation unit 20 are collectively referred to as a flow velocity calculation unit 21a.
  • the flow velocity calculation unit 21a calculates the flow velocity of the specimen flowing in the flow cell based on the time change of the SPR angle obtained by the SPR angle calculation unit 13.
  • the antigen concentration measurement unit 22 calculates the antigen concentration from the change rate of the SPR angle. That is, the antigen concentration measurement unit 22 estimates the antigen concentration from the time change of the SPR angle in each antibody fixing region 201 by comparing with the result of the time change of the SPR angle in the specimen with a clear antigen concentration in advance.
  • the method for detecting the flow rate of the specimen in the present embodiment described above is an effective flow rate that affects the SPR angle measurement, and the distance from the metal thin film surface detected by the SPR angle measurement. Can measure the flow velocity in a local region (interface region between the metal thin film surface and the specimen) within 400 nm. Furthermore, even if there is a flow velocity distribution in the flow path, adjacent combinations are selected from the antibody immobilization region 201 and the reference region 202 in FIG. 2, and a plurality of antibody immobilization regions and reference regions are provided. It is possible to measure the flow rate of the specimen between the antibody fixing region 201 and the vicinity of the reference region 202.
  • the adsorption curves LA and LB include an adsorption component (irrelevant to the antigen-antibody reaction) and a random noise component, and the SPR angle change due to the adsorption component is a slow component (drift component).
  • the weight can be reduced by the differential operation, and the flow velocity estimation accuracy can be improved.
  • the differential curve DA is fixed and the differential curve DB is translated, but conversely, even if the differential curve DB is fixed and the differential curve DA is moved, the flow velocity is similarly obtained. be able to.
  • FIG. 7 is a flowchart showing an operation example of flow velocity estimation processing in the antigen concentration measurement apparatus 300a of FIG.
  • the adsorption curves LA and LB indicating the time change of the SPR angle in the antibody fixing region 201 and the reference region 202 are calculated by the SPR angle calculation unit 13 from the gradation data already input by the data input unit 11. ing.
  • the waveform differentiation calculation unit 16 differentiates the adsorption curves LA and LB with respect to time to generate differential curves DA and DB (step S1).
  • the interpolation calculation unit 14 linearly interpolates the SPR angle data in the differential curve DB in units of time D1 during the sampling period (step S2).
  • the waveform moving unit 15 sets the set time D2 to -1/2 of the measurement time Ts, that is,-(1/2) Ts (step S3), and translates the differential curve DB in the time direction by the set time D2 (step S3).
  • the waveform subtracting unit 17 subtracts the SPR angle at the corresponding time in the differential curve DB from the SPR angle at each time of the differential curve DA to calculate difference data for each time (step) S5).
  • step S6 the standard deviation calculating part 18 calculates
  • the waveform moving unit 15 determines whether or not the set time D2 has become (1/2) Ts, that is, whether or not the range shifted forward and backward with respect to the original position has become Ts ( In step S7), if the set time D2 is less than (1/2) Ts, the process proceeds to step S8, and if the set time D2 is (1/2) Ts or more, the process proceeds to step S11.
  • the waveform moving unit 15 When the set time D2 is less than (1/2) Ts, the waveform moving unit 15 returns the differential curve DB to the position before the parallel movement (step S8) and sets the time D1 to the adsorption curve set time D2. Addition is performed to obtain a new set time D2 (step S9), and the process returns to step S4.
  • the time difference detection unit 19 sequentially determines the standard deviation for each set time D2 corresponding to the set time identification information in the data storage unit 12.
  • the set time identification information corresponding to this standard deviation is extracted, and the set time D2 corresponding to this set time identification information is determined as the antibody fixing region.
  • the time difference between the times when the specimen reaches the reference area 201 and the reference area 202 is output (step S11).
  • the flow velocity calculation unit 20 sets the distance between two positions in the antibody fixing region 201 (for example, the antibody fixing region 201A in FIG. 2) and the reference region 202 (for example, the reference region 202B) to the smallest standard deviation. Dividing by the corresponding set time D2, the flow rate of the specimen in the flow cell is calculated (step S12).
  • the present embodiment it is possible to accurately measure the flow rate of the specimen (liquid, fluid) flowing in the flow cell, and to detect the timing at which the specimen reaches the antibody fixing area or the reference area. It is possible to accurately correct the start time of the antigen-antibody reaction in each antibody fixing region, accurately measure the reaction rate of the antigen-antibody reaction, and accurately measure the antigen concentration. It becomes.
  • the present embodiment since it is possible to accurately detect the timing at which the specimen reaches each of the antibody fixing region 201 and the reference region 202, it is possible to measure the difference from the reference region 202. Thus, in-phase noise can be removed, and the antigen concentration can be measured with higher accuracy.
  • the interpolation calculation unit 14 interpolates the adsorption curve LB in units of time D1, for example, linear interpolation.
  • the waveform moving unit 15 moves the time range of 2 ⁇ D2 by the time D1 after moving by the preset set time D2.
  • the set time D2 is set to ⁇ (1/2) Ts, and the adsorption curve LB is moved in parallel for the set time D2.
  • the waveform moving unit 15 adds the time D1 to the set time D2 to obtain a new set time D2, until the set time D2 reaches (1/2) Ts, that is, until the range of the moving time reaches Ts. While increasing the set time D2 by time D1, the operation of moving the adsorption curve LB in the + direction from the original position is repeated.
  • the waveform subtracting unit 17 subtracts the SPR angle of the suction curve LB from the SPR angle of the suction curve LA for each corresponding time for each time, and obtains SPR difference data for each time for each value of the set time D2. .
  • the waveform differential calculation unit 16 time-differentiates the difference of the adsorption curve LA and the adsorption curve LB at each time to generate differential difference data.
  • the standard deviation calculation unit 18 obtains the standard deviation of the differential difference data for each time within the measurement range (Ts) of the adsorption curve LA as a result of time differentiation in units of set time D2.
  • the time difference detection unit 19 detects the value of the set time D2 having the smallest standard deviation of the differential difference data for each time, and the set time D2 is the time difference when the specimen reaches the antibody fixing region 201 and the reference region 202, respectively. It is.
  • the flow velocity calculation unit 20 obtains the flow velocity by dividing the distance between the antibody fixing region 201 and the reference region 202 by the time difference.
  • the measurement of the antigen concentration is the same as in the first embodiment already described. Further, in this embodiment, the adsorption curve LA is fixed and the adsorption curve LB is translated, but conversely, even if the adsorption curve LB is fixed and the adsorption curve LA is moved, the flow velocity is similarly obtained. be able to.
  • FIG. 8 is a flowchart showing an operation example of flow velocity estimation processing in the antigen concentration measurement apparatus of FIG.
  • the adsorption curves LA and LB indicating the time change of the SPR angle in the antibody fixing region 201 and the reference region 202 are calculated by the SPR angle calculation unit 13 from the gradation data already input by the data input unit 11. ing.
  • the interpolation calculation unit 14 linearly interpolates the SPR angle data in the differential curve DB in units of time D1 during the sampling period (step S21).
  • the waveform moving unit 15 sets the set time D2 to -1/2 of the measurement time Ts, that is,-(1/2) Ts (step S22), and moves the adsorption curve LB in the time direction by the set time D2 in parallel.
  • the waveform subtracting unit 17 subtracts the SPR angle at the corresponding time of the adsorption curve LB from the SPR angle at each time of the adsorption curve LA, and calculates the difference data for each time.
  • the differential data is time-differentiated to generate differential difference data (step S24).
  • the standard deviation calculation unit 18 obtains the standard deviation of the differential difference data for each time, and writes it in the data storage unit 12 together with the set time identification information for identifying the set time D2 at this time (step) S25).
  • the waveform moving unit 15 determines whether or not the set time D2 has become (1/2) Ts, that is, whether or not the range shifted forward and backward with respect to the original position has become Ts ( In step S26), when the set time D2 is less than (1/2) Ts, the process proceeds to step S27, and when the set time D2 is (1/2) Ts or more, the process proceeds to step S29.
  • the waveform moving unit 15 returns the suction curve LB to the position before the parallel movement (step S27) and adds the time D1 to the set time D2. Then, a new set time D2 is set (step S28), and the process returns to step S23.
  • the time difference detection unit 19 sequentially determines the standard deviation for each set time D2 corresponding to the set time identification information in the data storage unit 12. By reading and comparing in order of reading, the smallest standard deviation is detected, the set time identification information corresponding to this standard deviation is extracted, and the set time D2 corresponding to this set time identification information is determined as the antibody fixing region. The time difference between the times when the specimens reach 201 and the reference area 202 is output (step S29).
  • the flow velocity calculation unit 20 sets the distance between two positions in the antibody fixing region 201 (for example, the antibody fixing region 201A in FIG. 2) and the reference region 202 (for example, the reference region 202B) to the smallest standard deviation. Dividing by the corresponding set time D2, the flow rate of the sample in the flow cell is calculated (step S30).
  • the flow rate of the specimen (liquid, fluid) flowing in the flow cell can be accurately measured, and the antibody fixed region or the reference region can be measured. It is possible to detect the timing of the arrival of the specimen, to accurately correct the start time of the antigen-antibody reaction in each antibody fixing region, to accurately measure the reaction rate of the antigen-antibody reaction, The concentration can be measured with high accuracy. Further, according to the present embodiment, as described above, the timing at which the specimen reaches each of the antibody fixing region 201 and the reference region 202 can be accurately detected. In-phase noise can be removed, and the antigen concentration can be measured with higher accuracy.
  • FIG. 9 is a block diagram showing a configuration of an antigen concentration measuring apparatus 300b according to the third embodiment of the present invention.
  • the antigen concentration measurement apparatus 300b (also referred to as a flow velocity measurement apparatus or an SPR measurement apparatus) of this embodiment includes a prism 1, a light source 2, a polarizing plate 3, a condensing lens 4, a CCD camera 5, and a data processing apparatus 6. And a database 7 (also referred to as a storage unit), a pump 8 for sending a liquid sample to the flow cell 10, and a flow path 9 through which the liquid sample flows.
  • the prism 1, the light source 2, the polarizing plate 3, the condensing lens 4, the CCD camera 5, and the data processing device 6 of the antigen concentration measuring apparatus 300b (FIG. 9) of the present embodiment are the same as those of the antigen concentration measuring apparatus 300a ( 1 corresponds to the prism 104, the LED 100, the polarizer 102, the cylindrical lens 103, the CCD 111, and the data processing device 112 in FIG.
  • FIG. 10A is a plan view showing a general structure of the flow cell 10
  • FIG. 10B is a cross-sectional view taken along the line II of the flow cell 10 of FIG. 10A.
  • reference numeral 70 denotes a plate-like transparent body made of a material having the same refractive index as that of the prism 1
  • 71 denotes gold or silver having a thickness of about 40 to 60 nm formed on the transparent body 70 by sputtering or vapor deposition.
  • a metal thin film 72 is a substance to be measured such as an antibody fixed on the metal thin film 71.
  • FIG. 11 is a block diagram illustrating a configuration example of the data processing device 6.
  • the data processing device 6 includes a control unit 60 that controls the entire device, a storage unit 61 that stores a program of the control unit 60, and a user who uses the antigen concentration measurement device 300b to give instructions to the device. It has the input part 62 and the display part 63 for displaying information with respect to a user.
  • the control unit 60 includes an image acquisition cycle control unit 64, an image processing unit 65, a measurement start signal output unit 66, a reaction result deriving unit 67, a refractive index deriving unit 68, and a reaction result correcting unit 69.
  • FIG. 12 is a plan view showing the structure of the flow cell 10 used in this embodiment.
  • a metal thin film 71 formed on the transparent body 70, a substance 72 to be measured fixed to a location for the substance to be measured on the metal thin film 71, and a detection substance on the metal thin film 71 A material having a liquid sample detection substance 73 (also referred to as an analyte detection substance) fixed to the arrangement site is used.
  • the flow cell 10 is placed on the prism 1 so that the substance to be measured 72 and the liquid sample detection substance 73 are facing upward, and the transparent body 70 is in contact with the prism 1.
  • the liquid sample detection substance 73 is a substance whose refractive index changes by reacting with a substance different from that expected to react with the substance 72 to be measured among substances contained in the liquid sample.
  • the substance that reacts with the liquid sample detection substance 73 is preferably a substance that exists in a high concentration in the liquid sample.
  • An example of this substance is casein when the liquid sample is milk.
  • the liquid sample detection substance 73 include, for example, an antibody against a protein that is always present in a high concentration in milk such as anti-casein, anti-BSA when the liquid sample is milk, and anti-bovine IgG when the milk is colostrum. There is.
  • an antibody against a protein that is always present at a high concentration in the blood such as anti-albumin.
  • the image acquisition cycle control unit 64 of the data processing device 6 repeatedly outputs an image acquisition timing signal that instructs the CCD camera 5 to acquire an image.
  • the CCD camera 5 detects the reflected light from the flow cell 10 and outputs grayscale image data.
  • the image processing unit 65 of the data processing device 6 captures the grayscale image data output from the CCD camera 5, processes the grayscale image data, and converts the incident angle-reflectance curve data as shown in FIG. 19 into a flow cell. It is calculated for every ten substances to be measured 72 and for each liquid sample detection substance 73.
  • FIG. 13 is a diagram schematically showing an image captured by the CCD camera 5 after the introduction of the liquid sample. In the image picked up by the CCD camera 5, light and shade according to the reflectance of light at various points of the flow cell 10 appears.
  • 201 is a bright (high reflectance) region corresponding to the metal thin film 71
  • 202 is a dark (low reflectance) region showing a valley of reflectance due to the substance 72 to be measured
  • 203 is a liquid sample detection substance. This is a dark region showing the valley of the reflectance due to 73.
  • the coordinates of the image area 203 in the PX direction are shifted because the refractive index changes due to the reaction between the liquid sample and the liquid sample detection substance 73, and the incident angle at which resonance between the evanescence wave and the surface plasmon wave slightly changes. This is because.
  • the PX direction in FIG. 13 corresponds to the X2 direction in FIG. 9 and represents the incident angle ⁇ of light. Therefore, the image processing unit 65 can convert the coordinates in the PX direction of the grayscale image data into the incident angle ⁇ . It is. Here, the angle of light with respect to the surface of the metal thin film 71, not the normal to the metal thin film 71, is the incident angle ⁇ . Further, since the brightness of the grayscale image in FIG. 13 varies depending on the reflectance of the flow cell 10, the image processing unit 65 can convert the luminance value of each pixel of the grayscale image data into the light reflectance. Further, in the grayscale image captured by the CCD camera 5, the position of the measurement substance placement location and the detection substance placement location of the flow cell 10 are known.
  • the image processing unit 65 derives the incident angle-reflectance curve on the PY coordinates corresponding to the measured substance arrangement location for each measured substance arrangement location, thereby obtaining the incident angle-reflectance curve. Can be obtained for each substance 72 to be measured. Similarly, the image processing unit 65 derives the incident angle-reflectance curve on the PY coordinates corresponding to the detection substance arrangement location for each detection substance arrangement location, thereby obtaining the data for the liquid sample detection material. It can be obtained every 73.
  • the image processing unit 65 performs the above processing every time grayscale image data is output from the CCD camera 5.
  • the PY direction in FIG. 13 corresponds to the Y2 direction perpendicular to the paper surface in FIG.
  • the measurement start signal output unit 66 of the data processing device 6 includes the incident angle-reflectance curve data of the measured substance 72 measured by the image processing unit 65 or the incident angle-reflectance curve of the liquid sample detection substance 73. From the data, an incident angle (hereinafter referred to as a resonance angle ⁇ sp) at which the reflectance is lowest is obtained.
  • the measurement start signal output unit 66 outputs a measurement start signal when the resonance angle ⁇ sp reaches a value at which it is considered that the liquid sample has started to flow on the flow cell 10.
  • the image acquisition cycle control unit 64 makes the period of the image acquisition timing signal, that is, the period of image acquisition shorter than the normal time for a fixed time from the output of the measurement start signal, After a certain period of time, the image acquisition cycle is returned to the normal value. The reason for changing the image acquisition cycle in this way will be described later.
  • the reaction result deriving unit 67 of the data processing device 6 obtains the resonance angle ⁇ sp from the incident angle-reflectance curve data of the measured substance 72 measured by the image processing unit 65.
  • the resonance angle ⁇ sp depends on the refractive index of the substance 72 to be measured and the refractive index of the substance in the liquid sample that has reacted with the substance 72.
  • the relationship between the change in the resonance angle ⁇ sp and the reaction amount of the substance 72 to be measured and the substance in the liquid sample is registered in advance.
  • the reaction result deriving unit 67 can obtain the reaction amount between the substance 72 to be measured and the substance in the liquid sample from the change in the resonance angle ⁇ sp by referring to the database 7.
  • the reaction result deriving unit 67 performs the above processing every time the incident angle-reflectance curve data is output from the image processing unit 65 after outputting the measurement start signal.
  • the refractive index deriving unit 68 of the data processing device 6 calculates the resonance angle ⁇ sp ′ from the incident angle-reflectance curve data of the liquid sample detection substance 73 measured by the image processing unit 65. Ask.
  • the resonance angle ⁇ sp ′ depends on the refractive index of the liquid sample detection substance 73 and the refractive index of the substance in the liquid sample that has reacted with the liquid sample detection substance 73.
  • the refractive index deriving unit 68 can obtain the refractive index of the liquid sample detection substance 73 and the reactive substance in the liquid sample from the resonance angle ⁇ sp ′ by referring to the database 7.
  • the refractive index deriving unit 68 performs the above processing every time the incident angle-reflectance curve data is output from the image processing unit 65 after outputting the measurement start signal.
  • FIG. 15 is a diagram showing the time change of the refractive index obtained by the refractive index deriving unit 68.
  • R indicated by a solid line is an actual refractive index obtained by the refractive index deriving unit 68
  • Rref indicated by a broken line is an ideal refractive index when the flow rate of the liquid sample is constant
  • ST indicated by a circle is image acquisition. Timing is shown.
  • a substance expected to react with the liquid sample detection substance 73 is a substance present in a high concentration in the liquid sample. Therefore, the reaction between this substance and the liquid sample detection substance 73 occurs abruptly after the introduction of the liquid sample, and the refractive index R obtained by the refractive index deriving unit 68 at every image acquisition timing increases rapidly as shown in FIG. After that, the characteristic becomes saturated. However, this refractive index R deviates from the ideal refractive index Rref due to fluctuations in the flow rate of the liquid sample.
  • an ideal value Vref of the change rate of the refractive index R is registered in advance for every elapsed time t from the measurement start time t0.
  • an error amount between the change speed V and the ideal value Vref and an error amount of the flow velocity are registered in advance in association with each other. Further, in the database 7, the error amount of the flow rate and the correction amount of the reaction amount are registered in advance in association with each other.
  • the reaction result correction unit 69 calculates the amount of change ⁇ R from the current refractive index R and the refractive index R one period before the time t after the time t0 when the measurement start signal is output, and changes the refractive index R.
  • the reaction result correction unit 69 acquires the error amount of the flow velocity corresponding to the error amount of the change speed V from the database 7, acquires the correction amount corresponding to the error amount of the flow velocity from the database 7, and derives the reaction result.
  • the reaction amount obtained by the unit 67 is corrected according to the correction amount.
  • the reaction result correction unit 69 performs the above process every time data of the refractive index R is output from the refractive index deriving unit 68 after outputting the measurement start signal.
  • the reaction result of the substance to be measured 72 can be corrected even when the flow rate of the liquid sample varies.
  • the CCD camera 5, the image processing unit 65, the reaction result deriving unit 67, the refractive index deriving unit 68, and the reaction result correcting unit 69 operate at every image acquisition cycle.
  • the refractive index obtained by the refractive index deriving unit 68 suddenly rises and then saturates, it is preferable to shorten the measurement period and increase the correction accuracy in this rising section. This is the reason why the image acquisition cycle control unit 64 changes the image acquisition cycle.
  • the image acquisition cycle control unit 64 shortens the cycle of the image acquisition timing signal from the normal time during a certain time th from the time t0 when the measurement start signal is output, and after the time th elapses, Return the period to the normal value.
  • a liquid sample such as milk is pumped out and allowed to flow on a sample cell, thereby detecting, for example, a reaction between bacteria contained in milk and an antibody immobilized on the sample cell.
  • the antigen concentration measuring apparatus according to the prior art has a problem that the reaction result cannot be corrected when the flow rate of the liquid sample varies. For example, if the flow rate of the liquid sample is less than the value expected by the liquid transport mechanism due to a simple device that cannot adjust the flow rate of the liquid sample with high accuracy or due to variations in the viscosity of the liquid sample, antigens and antibodies When the flow rate becomes larger than the ideal value, the reaction amount between the antigen and the antibody also increases. Therefore, there is a problem that correct measurement cannot be performed when the flow rate of the liquid sample varies.
  • the liquid sample detection substance 73 whose refractive index changes by reacting with a substance different from that expected to react with the substance to be measured among substances contained in the liquid sample is formed on the metal thin film.
  • the flow cell 10 fixed to is irradiated with light in a state in which the liquid sample is flowing, and the light reflectance is determined from the incident angle-reflectance curve of the liquid sample detection substance 73 obtained from the image captured by the CCD camera 5.
  • the resonance angle that is the lowest incident angle is obtained, the refractive index of the liquid sample detection substance 73 and the substance in the reacted liquid sample is obtained from the resonance angle, and the error amount of the liquid sample flow rate is calculated from the change rate of the refractive index.
  • the reaction amount obtained by the reaction result deriving unit 67 can be corrected by obtaining the correction amount of the reaction amount from the error amount of the flow velocity.
  • the measurement result can be corrected according to the flow rate fluctuation of the liquid sample.
  • the resonance angle is obtained from the incident angle-reflectance curve obtained by the image processing unit 65, and the measurement is performed when it is detected from the change in the resonance angle that the liquid sample starts flowing on the flow cell 10.
  • FIG. 16 is a block diagram showing the configuration of the control unit 113b of the data processing device of the antigen concentration detection device according to the fourth embodiment of the present invention.
  • the control unit 113b includes a data input unit 11, a data storage unit 12, an SPR angle calculation unit 13, an interpolation calculation unit 14, a waveform differentiation calculation unit 16, a waveform subtraction unit 17, a standard deviation calculation unit 18, a waveform differentiation / square unit 23, A straight line detector 24 and a flow velocity detector 25 are included.
  • the control unit 113b includes the waveform differentiation / square unit 23, the straight line detection unit 24, and the flow velocity detection unit 25.
  • the control unit 113a includes the waveform movement unit 15, the time difference detection unit 19, and the flow velocity calculation unit 20. This is different from the first embodiment.
  • the waveform differentiation / square unit 23, the straight line detector 24, and the flow velocity detector 25 are collectively referred to as a flow velocity calculator 21b.
  • the antigen concentration detection apparatus of the present embodiment allows a sample with a low refractive index to flow through the flow cell in the flow cell in the Y1 direction (see FIGS. 1 and 2).
  • the refractive index of this sample is N1.
  • the antigen concentration detection apparatus of the present embodiment allows a sample with a high refractive index to flow in the Y1 direction through the flow path of the flow cell.
  • the refractive index of this sample is N2.
  • the antigen concentration detection apparatus of this embodiment allows a sample with a low refractive index to flow in the Y1 direction through the flow cell.
  • the refractive index of this sample is N1.
  • an array representing the refractive index at each time and each point can be obtained by measuring the time change of the refractive index at a plurality of points along the Y1 direction of the flow cell.
  • a graph as shown in FIG. 17A is obtained.
  • the horizontal axis indicates time
  • the vertical axis indicates the distance with reference to a predetermined point of the flow path of the flow cell.
  • FIG. 17A three straight lines with positive slopes appear around time t11.
  • FIG. 17B three straight lines with positive slopes appear in the vicinity of time t12.
  • the points connected by the respective straight lines mean that the SPR angles are the same. Note that when the flow rate of the sample flowing through the flow cell is very high, the slopes of the three straight lines near the time t11 and the three straight lines near the time t12 are the vertical axes (Y1 axis in FIG. 17A). ) That is, the inclination of each straight line approaches infinity.
  • the slopes of the three straight lines near time t11 and the three straight lines near time t12 are on the horizontal axis (time axis) in FIG. Approaching tilt. That is, the slope of each straight line approaches zero.
  • the horizontal axis indicates time and the vertical axis indicates the SPR angle.
  • the straight line detection unit 24 of the control unit 113b in FIG. 16 detects a straight line portion from the image in FIG.
  • the straight line detection unit 24 according to the present embodiment detects a straight line portion from the image of FIG. 17A by using a Hough transform that is a known image processing algorithm. Note that the straight line detection unit 24 may detect a straight line portion from an image using a known image processing algorithm other than the Hough transform.
  • the waveform differentiation / square unit 23 differentiates the array data of FIG.
  • the flow velocity detection unit 25 obtains the slope of the straight line from the calculation result of the straight line detection unit 24 and calculates the flow velocity of the specimen flowing in the flow cell.
  • the flow velocity in a specific section in the flow cell can be obtained.
  • the flow velocity can be obtained from the slope of the straight line, the change in the flow velocity can be obtained temporally depending on the position in the flow cell. Therefore, the processing accuracy of the antigen concentration detection device can be enhanced.
  • the case where the Hough transform is used when obtaining the flow velocity has been described. However, this method may be applied to the second or third embodiment.
  • a program for realizing the function of each part (FIGS. 4, 11, and 16) of the data processing apparatus of the antigen concentration measuring apparatus according to the first to fourth embodiments is recorded on a computer-readable recording medium.
  • the program recorded on the recording medium may be read into the computer system and executed to detect the flow rate of the specimen.
  • the “computer system” includes an OS and hardware such as peripheral devices.
  • the “computer system” includes a WWW system having a homepage providing environment (or display environment).
  • the “computer-readable recording medium” refers to a storage device such as a flexible medium, a magneto-optical disk, a portable medium such as a ROM or a CD-ROM, and a hard disk incorporated in a computer system.
  • the “computer-readable recording medium” refers to a volatile memory (RAM) in a computer system that becomes a server or a client when a program is transmitted via a network such as the Internet or a communication line such as a telephone line. In addition, those holding programs for a certain period of time are also included.
  • RAM volatile memory
  • the program may be transmitted from a computer system storing the program in a storage device or the like to another computer system via a transmission medium or by a transmission wave in the transmission medium.
  • the “transmission medium” for transmitting the program refers to a medium having a function of transmitting information, such as a network (communication network) such as the Internet or a communication line (communication line) such as a telephone line.
  • the program may be for realizing a part of the functions described above. Furthermore, what can implement
  • the present invention can accurately measure the flow rate of a sample in a flow cell and detect which antibody region the sample has reached in a region where a plurality of antibodies arranged in series are fixed.
  • the present invention can be applied to a flow velocity measuring device, an antigen concentration measuring device, a flow cell, a flow velocity measuring method, an antigen concentration measuring method, and the like.

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Fluid Mechanics (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Aviation & Aerospace Engineering (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Plasma & Fusion (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
  • Optical Measuring Cells (AREA)

Abstract

　流速測定装置は、光発振部と、光発振部からの出射光による表面プラズモン共鳴を起こすための金属薄膜と、金属薄膜を固定し、金属薄膜上に光発振部の出射光を、複数の入射角度の入射光に変換して直線状の焦線位置にて集光する集光部と、金属薄膜上に焦線位置に重なる位置に抗体を固定した抗体固定領域及び抗体を固定しないリファレンス領域を交互に配置した測定部と、焦線位置において生じた表面プラズモン共鳴による出射光の焦線位置における反射光を、複数の入射光の角度毎に受光する受光部と、測定部における抗体固定領域及びリファレンス領域毎のＳＰＲ角度の時間変化を求めるＳＰＲ角度算出部と、ＳＰＲ角度算出部が求めたＳＰＲ角度の時間変化に基づいて、フローセル内を流れる検体の流速を演算する流速演算部とを有する。

Description

流速測定装置、抗原濃度測定装置、フローセル、流速測定方法、抗原濃度測定方法
　本発明は、流速測定装置、抗原濃度測定装置、フローセル、流速測定方法、抗原濃度測定方法に関する。
　本願は、２００８年１月１６日に日本に出願された特願２００８－００６６５１号と、２００８年７月１７日に日本に出願された特願２００８－１８６０４３号とに基づき優先権を主張し、その内容をここに援用する。
　抗原濃度の検出方法として、フローセルの流路部分に露出している金属薄膜に抗体を付着させた抗体固定膜を形成し、このフローセルに抗原を含む液体を流すことにより、上記抗体に抗原が付着したことを、表面プラズモン共鳴センサを用いて、抗原抗体の複合体となったことによる抗体固定膜の屈折率変化を検出し、この屈折率変化の速度により抗原の濃度を検出する方法が用いられる（例えば、非特許文献１参照）。
　これにより、抗原の濃度に応じて屈折率の変化速度が大きくなるため、この変化速度から抗原濃度を測定している。
　また、近年、光を用いたバイオセンサーとして表面プラズモン共鳴（Surface Plasmon Resonance、以下ＳＰＲとする）測定装置が研究されている（例えば特許文献１、特許文献２参照）。この抗原濃度測定装置では、金や銀などの金属薄膜上に抗体などの被測定物質を固定したものを測定用フローセルとして、このフローセルの抗体と反対側の面から光を入射させ、そのエバネッセンス波と表面プラズモン波とが共鳴する入射角度を測定する。
　図１８は従来の抗原濃度測定装置の構成の概要を示すブロック図である。抗原濃度測定装置は、プリズム１００１と、光源１００２と、偏光板１００３と、集光レンズ１００４と、ＣＣＤカメラ１００５とを有する。
　単色光の光源１００２から放射された光が偏光板１００３を通過すると、Ｐ偏光光のみが通過する。このＰ偏光光は、集光レンズ１００４で集光されて半球状のプリズム１００１に入射する。プリズム１００１の上面には、フローセル１０００が載置されており、抗体などの被測定物質が固定されている面と反対側の面からＰ偏光光が入射する。このように、Ｐ偏光光をプリズム１００１を介して入射角θでフローセル１０００に入射させることによって、フローセル１０００からの反射光の強度変化をＣＣＤカメラ１００５で検出する。
　光源１００２から放射された光は、プリズム１００１とフローセル１０００の金属薄膜との境界でエバネッセント波となる。一方、この金属薄膜表面では、表面プラズモン波が生じる。エバネッセント波と表面プラズモン波の波数が一致する入射角θのとき、エバネッセント波は表面プラズモン波の励起に使われ、反射光として計測される光量が減少する。
　このとき、ＣＣＤカメラ１００５によって反射光の強度を測定すると、図１９に示すように、エバネッセンス波と表面プラズモン波の共鳴が起こる入射角で、反射率の低下が観測される。これを入射角－反射率の関係を示す入射角－反射率曲線で見ると、エバネッセンス波と表面プラズモン波の共鳴が起こる入射角の近傍で反射率の低い谷が現れる。
　エバネッセンス波と表面プラズモン波の共鳴が起こる角度は、フローセル１０００の金属薄膜に接する被測定物質の屈折率に依存するため、金属薄膜上に抗体などの被測定物質を固定すると、抗原との結合によって抗体の屈折率が変化し、谷の現れる角度が僅かに変化する。この変化を測定することにより、被測定物質の定量を行うことができる。
特開２００１－１９４２９８号公報 特許第３３５６２１３号公報 Milan Mrksich, George B. Sigal, and George M. Whitesides、"Surface Plasmon Resonance Permits in Situ Measurement of Protein Adsorption on Self-Assembled Monolayers of Alkanethiolates on Gold "、American Chemical Society,Langmuir, 1995，11，4383-4385
　しかしながら、非特許文献１などの従来の測定にあっては、異なる抗体がフローセルの流れる方向に配置されている場合、フローセルに流れる検体が、それぞれの抗体に達したタイミングがそれぞれ明確に分からないと、抗原の濃度測定がＳＰＲ角度の変化速度により検出されるため、正確な濃度測定が行えないこととなる。
　また、ＳＰＲ角度の変化速度を検出するため、入射光に対する反射光の強度を検出する際にＣＣＤカメラを用いた場合、ＣＣＤカメラのフレームレートによっては、ノイズが重畳して、抗原抗体反応の変化の立ち上がり（ＳＰＲ角度の変化点）が見え難い場合がある。
　したがって、上記検体がそれぞれの抗体に達したタイミングを正確に知るためにも、検体の流速を正確に測定する必要がある。しかし、ＳＰＲ角度で測定される部分は、金属膜から１μｍ以下の流路壁に近接した部分であり、検体の粘度変化などにより流路内の流速分布が変化するため、ポンプなどの液送機構のみでは、ＳＰＲ角度の測定に影響する実効的流速を決定することができず、ＳＰＲ角度の測定毎に、流路内の流速を測定する必要がある。
　本発明は、このような事情に鑑みてなされたもので、フローセル内の検体の流速を正確に測定し、直列に配列された複数の各抗体が固定されている領域において、いずれの抗体の領域に検体が達したかを検出することができる流速測定装置、抗原濃度測定装置、フローセル、流速測定方法、抗原濃度測定方法を提供することを目的とする。
（１）　本発明の流速測定装置は、長尺状のフローセル内に、異なる抗体が検体の流れる方向に配列されており、前記フローセル内を流れる前記検体の流速を測定する流速測定装置であって、光発振部と、当該光発振部からの出射光による表面プラズモン共鳴を起こすための金属薄膜と、当該金属薄膜を固定し、当該金属薄膜上に前記光発振部の出射光を、複数の入射角度の入射光に変換して直線状の焦線位置にて集光する集光部と、前記金属薄膜上に前記焦線位置に重なる位置に抗体を固定した抗体固定領域及び抗体を固定しないリファレンス領域を交互に配置した測定部と、前記焦線位置において生じた表面プラズモン共鳴による当該出射光の前記焦線位置における反射光を、複数の入射光の角度毎に受光する受光部と、前記測定部における前記抗体固定領域及び前記リファレンス領域毎のＳＰＲ角度の時間変化を求めるＳＰＲ角度算出部と、前記ＳＰＲ角度算出部が求めたＳＰＲ角度の時間変化に基づいて、前記フローセル内を流れる前記検体の流速を演算する流速演算部とを有する。
（２）　本発明の流速測定装置の前記流速演算部は、前記抗体固定領域あるいは前記リファレンス領域のいずれか２点におけるＳＰＲ角度の時間変化を示す曲線（吸着曲線と言う）を、いずれか一方を他方に対して時間方向にずらす波形移動部と、前記２点のＳＰＲ角度の差分が最小となるずらし時間を測定する時間差検出部と、前記２点間の位置を前記ずらし時間にて除算することにより、前記フローセル内における検体の流速を算出する流速算出部とを有することが好ましい。
（３）　本発明の流速測定装置は、前記２点それぞれの吸着曲線を時間微分して微分曲線とする波形微分演算部をさらに有しても良く、前記波形移動部が２点それぞれの前記微分曲線において、いずれか一方を他方に対して時間方向にずらし、前記時間差検出部が２点それぞれの微分曲線におけるＳＰＲ角度の差分が最小となるずらし時間を測定しても良い。
（４）　本発明の流速測定装置は、ＳＰＲ角度の差分データを時間微分する波形微分演算部をさらに有しても良く、前記波形移動部が２点それぞれの前記吸着曲線において、いずれか一方を他方に対して時間方向にずらし、前記波形移動部が前記吸着曲線をずらす毎に、前記波形微分演算部が当該２点それぞれの吸着曲線の差分データを時間微分し、前記時間差検出部が２点それぞれの吸着曲線におけるＳＰＲ角度の時間微分した差分データが最小となるずらし時間を測定しても良い。
（５）　本発明の流速測定装置の前記流速演算部は、前記フローセル内を流れる前記検体の流速をハフ変換を用いて演算しても良い。
（６）　本発明の流速測定装置は、前記金属薄膜上に、前記抗体と、前記検体に含まれる物質のうち前記抗体との反応が期待されるものと異なる物質と反応して屈折率が変化する検体検出物質とが固定されていても良く、前記抗体における前記入射光の入射角と前記反射光の反射率との相関関係に基づいて反射率が最低となる入射角である共鳴角を求め、この共鳴角から前記抗体と前記検体検出物質との反応量を求める反応結果導出部と、前記検体検出物質における入射角と反射率との相関関係に基づいて共鳴角を求め、この共鳴角から前記検体検出物質および反応した検体に含まれる物質の屈折率を求める屈折率導出部と、前記屈折率導出部が求めた屈折率の変化速度から前記検体の流速の誤差量を求め、この流速の誤差量から前記反応結果導出部が求めた反応量の補正量を求めて、前記反応量を前記補正量に基づいて補正する反応結果補正部とを更に有しても良い。
（７）　本発明の流速測定装置は、前記画像処理部が求めた入射角と反射率との相関関係において前記共鳴角を求め、この共鳴角の変化から前記フローセル上に前記検体が流れ始めたことを検出したときに、測定開始信号を出力する測定開始信号出力部と、前記受光部に対して画像取得を指示する画像取得タイミング信号を繰り返し出力し、前記測定開始信号の出力時から一定時間の間は前記画像取得タイミング信号の周期を通常時よりも短くし、一定時間経過後は前記画像取得タイミング信号の周期を通常時の値に戻す画像取得周期制御部とを更に有しても良い。
（８）　本発明の流速測定装置は、前記屈折率の変化速度の理想値と、前記変化速度の誤差量と前記検体の流速の誤差量との関係と、前記流速の誤差量と前記補正量との関係が予め登録された記憶部を更に有しても良く、前記反応結果補正部は、前記屈折率導出部が求めた屈折率の変化速度と前記記憶部に登録された前記変化速度の理想値との誤差量を求め、この変化速度の誤差量に対応する前記流速の誤差量を前記記憶部から取得し、この流速の誤差量に対応する前記補正量を前記記憶部から取得しても良い。
（９）　本発明の抗原濃度測定装置は、長尺状のフローセル内に、異なる抗体が検体の流れる方向に配列されており、前記検体に含まれる抗原の濃度を測定する抗原濃度測定装置であって、光発振部と、前記抗体と、前記検体に含まれる物質のうち前記抗体との反応が期待される抗原と異なる物質と反応して屈折率が変化する検体検出物質とが固定されており、前記光発振部からの出射光による表面プラズモン共鳴を起こすための金属薄膜と、当該金属薄膜を固定し、当該金属薄膜上に前記光発振部の出射光を、複数の入射角度の入射光に変換して直線状の焦線位置にて集光する集光部と、前記金属薄膜上に前記焦線位置に重なる位置に抗体を固定した抗体固定領域及び抗体を固定しないリファレンス領域を交互に配置した測定部と、前記焦線位置において生じた表面プラズモン共鳴による当該出射光の前記焦線位置における反射光を、複数の入射光の角度毎に受光する受光部と、前記測定部における前記抗体固定領域及び前記リファレンス領域毎のＳＰＲ角度の時間変化を求めるＳＰＲ角度算出部と、前記ＳＰＲ角度算出部が求めたＳＰＲ角度の時間変化に基づいて、前記フローセル内を流れる前記検体の流速を演算する流速演算部と、前記抗体における前記入射光の入射角と前記反射光の反射率との相関関係に基づいて反射率が最低となる入射角である共鳴角を求め、この共鳴角から前記抗体と前記検体検出物質との反応量を求める反応結果導出部と、前記検体検出物質における入射角と反射率との相関関係に基づいて共鳴角を求め、この共鳴角から前記検体検出物質および反応した検体に含まれる物質の屈折率を求める屈折率導出部と、前記屈折率導出部が求めた屈折率の変化速度から前記検体の流速の誤差量を求め、この流速の誤差量から前記反応結果導出部が求めた反応量の補正量を求めて、前記反応量を前記補正量に基づいて補正する反応結果補正部と、前記反応結果補正部が補正結果に基づいて、前記検体に含まれる抗原の濃度を算出する抗原濃度算出部とを有する。
（１０）　本発明のフローセルは、金属薄膜上の一部に抗体が固定された表面プラズモン共鳴測定用フローセルにおいて、前記抗体と、フローセルに流れる検体に含まれる物質のうち前記抗体との反応が期待される抗原と異なる物質と反応して屈折率が変化する検体検出物質とが前記金属薄膜上に固定されていても良い。
（１１）　本発明の流速測定方法は、光発振部と、当該光発振部からの出射光による表面プラズモン共鳴を起こすための金属薄膜と、当該金属薄膜を固定し、当該金属薄膜上に前記光発振部の出射光を、複数の入射角度の入射光に変換して直線状の焦線位置にて集光する集光部と、前記金属薄膜上に前記焦線位置に重なる位置に長尺状のフローセルが構成され、このフローセル内に抗体を固定した抗体固定領域及び抗体を固定しないリファレンス領域を交互に配置した測定部と、前記焦線位置において生じた表面プラズモン共鳴による当該出射光の前記焦線位置における反射光を、複数の入射光の角度毎に受光する受光部と、を有する流速測定装置により、前記フローセル内を流れる前記検体の流速を測定する流速測定方法であって、前記測定部における前記抗体固定領域及び前記リファレンス領域毎のＳＰＲ角度の時間変化を求めるＳＰＲ角度算出過程と、前記ＳＰＲ角度算出過程で求めたＳＰＲ角度の時間変化に基づいて、前記フローセル内を流れる前記検体の流速を演算する流速演算過程とを有する。
（１２）　本発明の抗原濃度測定方法は、光発振部と、前記抗体と、前記検体に含まれる物質のうち前記抗体との反応が期待される抗原と異なる物質と反応して屈折率が変化する検体検出物質とが固定されており、前記光発振部からの出射光による表面プラズモン共鳴を起こすための金属薄膜と、当該金属薄膜を固定し、当該金属薄膜上に前記光発振部の出射光を、複数の入射角度の入射光に変換して直線状の焦線位置にて集光する集光部と、前記金属薄膜上に前記焦線位置に重なる位置に長尺状のフローセルが構成され、このフローセル内に抗体を固定した抗体固定領域及び抗体を固定しないリファレンス領域を交互に配置した測定部と、前記焦線位置において生じた表面プラズモン共鳴による当該出射光の前記焦線位置における反射光を、複数の入射光の角度毎に受光する受光部と、を有する流速測定装置により、前記フローセル内を流れる前記検体の流速を測定する流速測定方法であって、前記測定部における前記抗体固定領域及び前記リファレンス領域毎のＳＰＲ角度の時間変化を求めるＳＰＲ角度算出過程と、前記ＳＰＲ角度算出過程で求めたＳＰＲ角度の時間変化に基づいて、前記フローセル内を流れる前記検体の流速を演算する流速演算過程と、前記抗体における前記入射光の入射角と前記反射光の反射率との相関関係に基づいて反射率が最低となる入射角である共鳴角を求め、この共鳴角から前記抗体と前記検体検出物質との反応量を求める反応結果導出過程と、前記検体検出物質における入射角と反射率との相関関係に基づいて共鳴角を求め、この共鳴角から前記検体検出物質および反応した検体に含まれる物質の屈折率を求める屈折率導出過程と、前記屈折率導出過程で求めた屈折率の変化速度から前記検体の流速の誤差量を求め、この流速の誤差量から前記反応結果導出過程で求めた反応量の補正量を求めて、前記反応量を前記補正量に基づいて補正する反応結果補正過程と、前記反応結果補正過程での補正結果に基づいて、前記検体に含まれる抗原の濃度を算出する抗原濃度算出過程とを有する。
　本発明の流速測定装置、抗原濃度測定装置、フローセル、流速測定方法、抗原濃度測定方法では、フローセル内の検体の流速を正確に測定し、直列に配列された複数の各抗体が固定されている領域において、いずれの抗体の領域に検体が達したかを検出することができる。
本発明の第１の実施形態の抗原濃度検出装置３００ａのＳＰＲ角度を測定する光学測定部の構成例を示すブロック図である。 図１の抗体固定膜における焦線１０７上に沿って、焦線１０７に平行に抗体固定領域２０１及びリファレンス領域２０２が交互に配置されたフローセルの構成を示す概念図である。 図１におけるＣＣＤ１１１の２次元に配置された受光素子に入力される金属薄膜１０５からの反射光の分布の構成を示す概念図である。 本実施形態の抗原濃度検出装置３００ａにおいて、フローセル内での検体の流速を検出する構成を示すブロック図である。 ＣＣＤ１１１における各受光素子のＹ１方向の位置、Ｘ１方向の位置に対応するアドレスとして受光素子が受光した反射強度の階調度のデータ記憶部１２における記憶領域の構成を示す概念図である。 抗体固定領域２０１と、リファレンス領域２０２とにおけるＳＰＲ角度の時間変化を示すグラフである。 本実施形態における検体の流速を算出する処理の動作例を示すフローチャートである。 本発明の第２の実施形態における検体の流速を算出する処理の動作例を示すフローチャートである。 本発明の第３の実施形態に係る抗原濃度測定装置の構成を示すブロック図である。 試料セルの一般的な構造を示す平面図である。 試料セルの一般的な構造を示す断面図である。 本施形態に係る抗原濃度測定装置のデータ処理装置の構成例を示すブロック図である。 本実施形態で用いる試料セルの構造を示す平面図である。 本実施形態においてＣＣＤカメラが撮像した画像を模式的に示す図である。 本実施形態において液体サンプル導入後の試料セルの測定で得られる入射角－反射率曲線の変化を示す図である。 本実施形態において屈折率導出部６８が求めた屈折率の時間変化を示す図である。 本発明の第４の実施形態による抗原濃度検出装置のデータ処理装置の制御部１１３ｂの構成を示すブロック図である。 本実施形態において流速を求める方法について説明する図である。 従来の抗原濃度測定装置の構成の概要を示すブロック図である。 従来の抗原濃度測定装置において試料セルの測定で得られる入射角－反射率曲線の１例を示す図である。
符号の説明
１・・・プリズム、２・・・光源、３・・・偏光板、４・・・集光レンズ、５・・・ＣＣＤカメラ、６・・・データ処理装置、７・・・データベース、８・・・ポンプ、９・・・流路、１０・・・試料セル、１１・・・データ入力部、１２・・・データ記憶部、１３・・・ＳＰＲ角度算出部、１４・・・補間演算部、１５・・・波形移動部、１６・・・波形微分演算部、１７・・・波形減算部、１８・・・標準偏差演算部、１９・・・時間差検出部、２０・・・流速算出部、２１ａ、２１ｂ・・・流速演算部、２２・・・抗原濃度算出部、２３・・・波形微分・二乗部、２４・・・直線検出部、２５・・・流速検出部、６０・・・制御部、６１・・・記憶部、６２・・・入力部、６３・・・表示部、６４・・・画像取得周期制御部、６５・・・画像処理部、６６・・・測定開始信号出力部、６７・・・反応結果導出部、６８・・・屈折率導出部、６９・・・反応結果補正部、１００・・・ＬＥＤ、１０１，１０８，１１０・・・レンズ、１０２，１０９・・・偏光子、１０３・・・シリンドリカルレンズ、１０４・・・プリズム、１０５・・・金属薄膜、１０６・・・抗体固定膜、１０７・・・焦線、１１１・・・ＣＣＤ（電荷結合素子）、１１２・・・データ処理装置、１１３ａ、１１３ｂ・・・制御部、３００ａ、３００ｂ・・・抗原濃度検出装置
　以下、本発明の各実施形態による抗原濃度測定装置を図面を参照して説明する。始めに、本発明の第１の実施形態について説明する。
＜第１の実施形態＞
　図１は本発明の第１の実施形態による抗原濃度測定装置３００ａの光学測定部の構成例を示すブロック図である。
　抗原濃度測定装置３００ａ（流速測定装置とも称する）の構成としては、光源（光発振部とも称する）であるＬＥＤ（Light Emitting Diode）１００の放射した光を、レンズ１０１に光束として入射させ、偏光子１０２によりＰ偏光光のみを、シリンドリカルレンズ１０３により集光させ、高屈折率のプリズム１０４に入射させる。光源は、ＬＥＤ１００のみでなく、半導体レーザなどを用いても良い。
　上記プリズム１０４は、シリンドリカルレンズ１０３により集光された光が、柱の軸方向に対して平行に、入射する面に対して対向する面に対し、上記光の焦線１０７が到達するように構成されている。
　上記対向する面上には、濃度を測定したい抗原に対応する抗体が、表面プラズモン共鳴を起こすための金属薄膜１０５（たとえば、金薄膜）上に固定され、抗体固定膜１０６を形成している。この金属薄膜１０５は、光透過性媒体であるプリズム１０４上に形成されている（固定されている）。
　また、プリズム１０４に入射された光は、焦線１０７の位置にて、金属薄膜１０５、抗体固定膜１０６及び流路を流れる液体により反射される。この反射光は、レンズ１０８により平行光とされ、偏光子１０９によりＰ偏光光のみをレンズ１１０へ入射させる。レンズ１１０は、入射される光を受光素子であるＣＣＤ１１１（ＣＣＤ）面へ放射する。これらが、金属薄膜１０５上にＬＥＤ１００の出射光を、複数の入射角度の入射光に変換して直線状の焦線１０７位置にて集光する集光部を構成している。ＣＣＤ１１１で撮像される画素データは、データ処理装置１１２に出力される。データ処理装置１１２は、制御部１１３ａを有する。
　金属薄膜１０５には、測定領域（測定部とも称する）として、抗体の固定された抗体固定領域２０１、抗体の固定されていないリファレンス領域２０２から構成される試料領域２００が、図２に示すように、焦線１０７方向（すなわち、Ｙ１方向）に対して、予め設定された周期にて互い違いに、焦線１０７の上部に配置されている。図示はしないがフローセル（マイクロフローセル、試料セルとも称する）の流路は、焦線１０７に平行方向（すなわち、抗体固定領域２０１とリファレンス領域２０２とが互い違いに配置された配列方向）に、抗体固定領域２０１とリファレンス領域２０２との配列を覆い、各抗体固定領域２０１とリファレンス領域２０２とに順次検体が到達するように形成されている。
　したがって、ＣＣＤ１１１面には、このＣＣＤ１１１の上面図である図３に示すように、焦線１０７の面において、Ｙ１方向の位置に対応して、焦線１０７の面からの反射光がそれぞれピクセル単位に格子状に配列されている受光素子に入力される。
　また、Ｘ１方向には、入射角度に対応した、焦線１０７にて反射された反射光が入力される。これにより、試料領域２００に平行に焦線１０７に照射された光の、各焦線位置におけるそれぞれの入射角度における反射光の強度を、一括して検出することができる。
　上述した構成により、各抗体固定領域２０１に固定されている抗体に対して、抗原が反応して結合した場合、抗体固定膜１０６の屈折率が変化し、この屈折率に対応した入射角度における反射率が変化、すなわち抗体に抗原が付着すると屈折率が高くなることにより、反射率が低下する入射角度（ＳＰＲ角度）を、時系列にモニタすることにより、抗体固定膜１０６の屈折率の変化を測定することができる。
　すなわち、抗体に対して抗原が吸着するに従い、表面プラズモン共鳴を起こす入射角がシフトすることを利用している。しかしながら、抗原抗体反応とは異なり単なる吸着によっても入射角がシフトするため、抗体が固定されていないリファレンス領域２０２のＳＰＲ角度のシフトを、抗体の固定されている抗体固定領域２０１のＳＰＲシフトから、リファレンス値として減算することにより、抗原抗体反応のみのＳＰＲシフトを検出し、抗原濃度の測定の精度を上げる必要がある。
　次に、ＳＰＲ角度について説明する。
　ＬＥＤ１００からプリズム１０４に入射された光は、プリズム１０４と金属薄膜１０５との界面でエバネッセント波を生起させる。エバネッセント波の波数ｋｅｖは、式（１）により定義される。
　ｋｅｖ＝ｋｐｎｐｓｉｎθ　・・・　（１）
　ここで、ｋｐは入射光の波数、ｎｐはプリズム１０４の屈折率、θは入射角である。
　一方、金属薄膜１０５の表面では、表面プラズモン波が生じる。表面プラズモン波の波数ｋｓｐは、式（２）により定義される。
　ｋｓｐ＝（ｃ／ω）｛εｎ２／（ε＋ｎ２）｝１／２　・・・　（２）
　ここで、ｃは光速、ωは角振動数、εは金属薄膜１０５の誘電率、ｎは被測定対象の屈折率である。
　エバネッセント波の波数ｋｅｖと表面プラズモン波の波数ｋｓｐとが一致する入射角θのときに、エバネッセント波のエネルギーが表面プラズモンの励起に使われ、反射光の強度が減少する。したがって、入射角θを変化させることにより、所定の角度θ０（ＳＰＲ角度）で極小をもつ入射角－反射強度曲線が得られる。すなわち、表面プラズモン共鳴現象による吸収を含んだ反射光が、金属薄膜１０５とプリズム１０４との界面から反射される。
　このＳＰＲ現象は、金属薄膜１０５に接する被測定対象の検体の抗原と抗体との複合体の屈折率ｎに依存する。このため、極小値をとる角度θ０から、検体に含まれる抗原濃度変化による屈折率変化等を測定することができる。
　次に、本実施形態による抗原濃度測定装置３００ａにおける流速を算出する制御部を図面を参照して説明する。図４は同実施形態による流速算出を行う制御部１１３ａの構成例を示すブロック図である。
　この図において、制御部１１３ａは、データ入力部１１、データ記憶部１２、ＳＰＲ角度算出部１３、補間演算部１４、波形移動部１５、波形微分演算部１６、波形減算部１７、標準偏差演算部１８、時間差検出部１９、流速算出部２０を有している。
　図１におけるＳＰＲセンサのＣＣＤ１１１から、各受光素子の画素データ、すなわち抗体固定領域２０１の配列方向の各位置と、この各位置における予め設定した入射角度範囲における入射角度と、に対応した受光素子の反射強度を示す画素データが、配置フレーム画像データとして入力される。
　データ入力部１１は、ＣＣＤ１１１から入力される各受光素子の画素データである電圧値を、対応する階調度に変換し、図５に示す構成の配置フレーム画像データとして、各受光素子のＹ１方向の位置（抗体固定領域２０１及びリファレンス領域２０２の配置）に対応するアドレスＡｙ、Ｘ１方向の位置（入射角度に対応する位置）に対応するアドレスＡｘにより設定されるアドレスに対応させ、各アドレスに対応する受光素子の受光した反射強度を示す階調度のデータを、データ記憶部１２へサンプリング時間毎に読み込んで書き込む。
　ここで、反射強度が強い場合に階調度が高くなり、反射強度が弱い場合に階調度が低くなる。なお、データ入力部１１は、例えば、実験で得られた最大の反射強度を最大の階調度として規格化し、入力される電圧値を階調度に変換する。
　ＳＰＲ角度算出部１３は、データ記憶部１２に記憶されているデータから、サンプリング時間単位において、抗体固定領域２０１の予め設定された位置毎に、例えば、図２の抗体固定領域２０１（例えば、図２の抗体固定領域２０１Ａ）と、リファレンス領域２０２（例えば、リファレンス領域２０２Ｂ）とにおけるＳＰＲ角度を求め、それぞれＳＰＲ測定データＤＡと、ＳＰＲ測定データＤＢとして、サンプリング時間に対応させてＳＰＲ角度をデータ記憶部１２に書き込む。
　また、制御部は、上記ＳＰＲ測定データＡ及びＢを、吸着曲線ＬＡと吸着曲線ＬＢとして表示部に対して図６の様に表示する。
　波形微分演算部１６は、吸着曲線ＬＡ及び吸着曲線ＬＢそれぞれを時間により数値微分（以下、時間微分）して、微分曲線ＤＡと微分曲線ＤＢとを生成する。
　補間演算部１４は、微分曲線ＤＢを時間Ｄ１単位にて補間、例えば直線補間する。ここで、時間Ｄ１は、サンプリング周期をＴｓとし、１／ｎの分解能にて補間すると
　Ｄ１＝Ｔｓ／ｎ
　となる。
　波形移動部１５は、予め設定された設定時間Ｄ２だけ移動させた後、２×Ｄ２の時間範囲を上記時間Ｄ１づつ移動させる。例えば、本実施形態においては、設定時間Ｄ２を－（１／２）Ｔｓとし、微分曲線ＤＢを設定時間Ｄ２平行移動させる。
　また、波形移動部１５は、設定時間Ｄ２に時間Ｄ１を加算し、新たな設定時間Ｄ２とし、設定時間Ｄ２が（１／２）Ｔｓとなるまで、すなわち、移動時間の範囲がＴｓとなるまで設定時間Ｄ２を時間Ｄ１ずつ増加させながら、微分曲線ＤＢを元の位置から＋方向に移動させる操作を繰り返す。
　波形減算部１７は、時刻毎に、微分曲線ＤＡのＳＰＲ角度から、微分曲線ＤＢのＳＰＲ角度を、対応する時刻毎に減算し、時刻毎のＳＰＲ差分データを、設定時間Ｄ２の値毎に求める。
　標準偏差演算部１８は、吸着曲線ＬＡの測定範囲（Ｔｓ）内における時刻毎のＳＰＲ差分データの標準偏差を、設定時間Ｄ２の値毎に求める。
　時間差検出部１９は、時刻毎のＳＰＲ差分データの最も小さな標準偏差を有する設定時間Ｄ２の値を検出する。この設定時間Ｄ２が、抗体固定領域２０１と、リファレンス領域２０２とにそれぞれ検体が到達した時間差である。
　流速算出部２０は、上記時間差により、抗体固定領域２０１と、リファレンス領域２０２との距離を除算することにより流速を求める。
　なお、波形移動部１５、時間差検出部１９、流速算出部２０をまとめて、流速演算部２１ａとも称する。流速演算部２１ａは、上述したように、ＳＰＲ角度算出部１３が求めたＳＰＲ角度の時間変化に基づいて、フローセル内を流れる検体の流速を演算する。
　このフローセル内を流れる検体の流速から、フローセル内に検体の流れる方向に対して、平行な方向に直列に配置された抗体固定領域２０１、リファレンス領域２０２それぞれに到達するタイミングを検出することができ、抗原濃度測定部２２がＳＰＲ角度の変化速度から抗原濃度を算出する。すなわち、上記抗原濃度測定部２２は、予め抗原濃度が明確な検体におけるＳＰＲ角度の時間変化の結果と比較することにより、それぞれの抗体固定領域２０１におけるＳＰＲ角度の時間変化から抗原濃度を推定する。
　上述した本実施形態における検体の流速検出方法は、ポンプなどで体積流速を設定する場合と異なり、ＳＰＲ角度測定に影響する実効的流速であり、ＳＰＲ角度測定により検出される金属薄膜表面からの距離が４００ｎｍ以内の局所的領域（金属薄膜表面と検体との界面領域）の流れの速度を測定できる。さらに、流路内において流速分布があっても、図２の抗体固定領域２０１とリファレンス領域２０２とから、隣接する組み合わせを選び、複数の抗体固定領域とリファレンス領域とを設けることにより、それぞれの組の抗体固定領域２０１とリファレンス領域２０２近傍とにおける検体の流速を測定できる。
　また、上記吸着曲線ＬＡ及びＬＢには、吸着成分（抗原抗体反応とは無関係な）、及びランダムノイズ成分とが含まれており、吸着成分によるＳＰＲ角度の変化は遅い成分（ドリフト成分）なので、微分操作により重みを低減させ、流速推定精度を向上させることができる。
　また、本実施形態においては、微分曲線ＤＡを固定し、微分曲線ＤＢを平行移動させたが、逆に、微分曲線ＤＢを固定し、微分曲線ＤＡを移動させても、同様に、流速を求めることができる。
　一方、発明者は、文献（Yuzuru Iwasakil ,2,7, Tatsuya Tobita3, Kazuyoshi Kurihara4,Tsutomu Horiuchi I, Koji Suzuki and Osamu Niwa、”MEASUREMENT SCIENCE AND TECHNOLOGY”、Meas. Sci. Technol.17、2006、p3184-3188）においても、ＳＰＲ角度測定法を用いて流速を求めている。しかしながら、離間して異なる位置にある領域のＳＰＲ角度の変化を用いている訳ではなく、本実施形態に比較して高い精度にて行えない。
　次に、図４及び図７を参照して本実施形態による抗原濃度測定装置３００ａの動作を説明する。
　図７は、図４の抗原濃度測定装置３００ａにおける流速の推定処理の動作例を示すフローチャートである。
　以下の説明においては、すでにデータ入力部１１が入力した階調度データから、抗体固定領域２０１とリファレンス領域２０２とにおけるＳＰＲ角度の時間変化を示す吸着曲線ＬＡ、ＬＢがＳＰＲ角度算出部１３により算出されている。
　波形微分演算部１６は、吸着曲線ＬＡ及びＬＢをそれぞれ時間微分し、微分曲線ＤＡ、ＤＢを生成する（ステップＳ１）。
　そして、補間演算部１４は、上記微分曲線ＤＢにおけるＳＰＲ角度のデータを、サンプリング周期間において、時間Ｄ１単位にて直線補間する（ステップＳ２）。
　波形移動部１５は、設定時間Ｄ２を測定時間Ｔｓの－１／２、すなわち－（１／２）Ｔｓとし（ステップＳ３）、微分曲線ＤＢを時間方向に設定時間Ｄ２分だけ平行移動する（ステップＳ４）。
　微分曲線ＤＢが移動されると、波形減算部１７は、微分曲線ＤＡの各時刻のＳＰＲ角度から、微分曲線ＤＢの対応する時刻のＳＰＲ角度を減算し、時刻毎の差分データを算出する（ステップＳ５）。
　そして、標準偏差演算部１８は、時刻毎の差分データの標準偏差を求め、このときの設定時間Ｄ２を識別する設定時間識別情報とともに、データ記憶部１２に書き込む（ステップＳ６）。
　次に、波形移動部１５は、設定時間Ｄ２が（１／２）Ｔｓとなったか否か、すなわち、元の位置に対して前後にずらした範囲がＴｓとなったか否かの判定を行い（ステップＳ７）、設定時間Ｄ２が（１／２）Ｔｓ未満である場合に処理をステップＳ８へ進め、設定時間Ｄ２が（１／２）Ｔｓ以上である場合に処理をステップＳ１１へ進める。
　設定時間Ｄ２が（１／２）Ｔｓ未満である場合、波形移動部１５は、微分曲線ＤＢを平行移動する前の位置に戻す（ステップＳ８）とともに、吸着曲線設定時間Ｄ２に対して時間Ｄ１を加算し、新たな設定時間Ｄ２とし（ステップＳ９）、処理をステップＳ４に戻す。
　一方、ステップＳ７において、設定時間Ｄ２が（１／２）Ｔｓ以上である場合、時間差検出部１９は、データ記憶部１２において、設定時間識別情報に対応した各設定時間Ｄ２毎の標準偏差を順次読み込み、読み出した順に比較していくことにより、最も小さな標準偏差を検出し、この標準偏差に対応する設定時間識別情報を抽出し、この設定時間識別情報に対応する設定時間Ｄ２を、抗体固定領域２０１とリファレンス領域２０２とにそれぞれ検体が到達する時刻の時間差として出力する（ステップＳ１１）。
　次に、流速算出部２０は、抗体固定領域２０１（例えば、図２の抗体固定領域２０１Ａ）とリファレンス領域２０２（例えば、リファレンス領域２０２Ｂ）とにおける２点の位置の距離を、最も小さな標準偏差に対応する設定時間Ｄ２にて除算し、フローセル内における検体の流速を算出する（ステップＳ１２）。
　上述したように、本実施形態によれば、フローセル内にて流れる検体（液体、流体）の流速を正確に測定することができ、抗体固定領域あるいはリファレンス領域に検体が到達するタイミングを検出することができ、それぞれの抗体固定領域における抗原抗体反応の開始時間を精度良く補正することが可能となり、抗原抗体反応の反応速度を正確に測定することができ、抗原濃度を精度良く測定することが可能となる。
　また、本実施形態によれば、上述したように、いずれの抗体固定領域２０１及びリファレンス領域２０２それぞれに検体が到達するタイミングを正確に検出することが可能なため、リファレンス領域２０２との差分測定にて、同相ノイズを除去することができ、より抗原濃度の測定を高精度とすることができる。
＜第２の実施形態＞
　次に、本発明の第２の実施形態による抗原濃度測定装置について説明する。第２の実施形態も図４の第１の実施形態と同様の構成のため、その説明を省略する。以下、第１の実施形態と異なる動作について説明する。
　図１におけるＳＰＲセンサのＣＣＤ１１１から、各受光素子の画素データ、すなわち抗体固定領域の配列方向の各位置と、この各位置における予め設定した入射角度範囲における入射角度と、に対応した受光素子の反射強度を示す画素データが、配置フレーム画像データとして入力される。
　補間演算部１４は、吸着曲線ＬＢを時間Ｄ１単位にて補間、例えば直線補間する。ここで、時間Ｄ１は、サンプリング周期をＴｓとし、１／ｎの分解能にて補間すると
　Ｄ１＝Ｔｓ／ｎ
　となる。
　波形移動部１５は、予め設定された設定時間Ｄ２だけ移動させた後、２×Ｄ２の時間範囲を上記時間Ｄ１づつ移動させる。例えば、本実施形態においては、第１の実施形態と同様に、設定時間Ｄ２を－（１／２）Ｔｓとし、吸着曲線ＬＢを設定時間Ｄ２平行移動させる。
　また、波形移動部１５は、設定時間Ｄ２に時間Ｄ１を加算し、新たな設定時間Ｄ２とし、設定時間Ｄ２が（１／２）Ｔｓとなるまで、すなわち、移動時間の範囲がＴｓとなるまで設定時間Ｄ２を時間Ｄ１ずつ増加させながら、吸着曲線ＬＢを元の位置から＋方向に移動させる操作を繰り返す。
　波形減算部１７は、時刻毎に、吸着曲線ＬＡのＳＰＲ角度から、吸着曲線ＬＢのＳＰＲ角度を、対応する時刻毎に減算し、時刻毎のＳＰＲ差分データを、設定時間Ｄ２の値毎に求める。
　波形微分演算部１６は、吸着曲線ＬＡ及び吸着曲線ＬＢの時刻毎の差分を、時間微分して、微分差分データを生成する。
　標準偏差演算部１８は、時間微分した結果において、吸着曲線ＬＡの測定範囲（Ｔｓ）内における時刻毎の微分差分データの標準偏差を、設定時間Ｄ２単位にて求める。
　時間差検出部１９は、時刻毎の微分差分データの最も小さな標準偏差を有する設定時間Ｄ２の値を検出し、この設定時間Ｄ２を抗体固定領域２０１と、リファレンス領域２０２とにそれぞれ検体が到達した時間差である。
　流速算出部２０は、上記時間差により、抗体固定領域２０１と、リファレンス領域２０２との距離を除算することにより流速を求める。
　抗原の濃度の測定については、すでに説明した第１の実施形態と同様である。
　また、本実施形態においては、吸着曲線ＬＡを固定し、吸着曲線ＬＢを平行移動させたが、逆に、吸着曲線ＬＢを固定し、吸着曲線ＬＡを移動させても、同様に、流速を求めることができる。
　次に、図４及び図８を参照して本実施形態による抗原濃度測定装置の動作を説明する。
　図８は、図４の抗原濃度測定装置における流速の推定処理の動作例を示すフローチャートである。
　以下の説明においては、すでにデータ入力部１１が入力した階調度データから、抗体固定領域２０１とリファレンス領域２０２とにおけるＳＰＲ角度の時間変化を示す吸着曲線ＬＡ、ＬＢがＳＰＲ角度算出部１３により算出されている。
　補間演算部１４は、上記微分曲線ＤＢにおけるＳＰＲ角度のデータを、サンプリング周期間において、時間Ｄ１単位にて直線補間する（ステップＳ２１）。
　次に、波形移動部１５は、設定時間Ｄ２を測定時間Ｔｓの－１／２、すなわち－（１／２）Ｔｓとし（ステップＳ２２）、吸着曲線ＬＢを時間方向に設定時間Ｄ２分だけ平行移動する（ステップＳ２３）。
　吸着曲線ＬＢが移動されると、波形減算部１７は、吸着曲線ＬＡの各時刻のＳＰＲ角度から、吸着曲線ＬＢの対応する時刻のＳＰＲ角度を減算し、時刻毎の差分データを算出した後、差分データを時間微分し、微分差分データを生成する（ステップＳ２４）。
　差分データを時間微分した後、標準偏差演算部１８は、時刻毎の微分差分データの標準偏差を求め、このときの設定時間Ｄ２を識別する設定時間識別情報とともに、データ記憶部１２に書き込む（ステップＳ２５）。
　次に、波形移動部１５は、設定時間Ｄ２が（１／２）Ｔｓとなったか否か、すなわち、元の位置に対して前後にずらした範囲がＴｓとなったか否かの判定を行い（ステップＳ２６）、設定時間Ｄ２が（１／２）Ｔｓ未満である場合に処理をステップＳ２７へ進め、設定時間Ｄ２が（１／２）Ｔｓ以上である場合に処理をステップＳ２９へ進める。
　設定時間Ｄ２が（１／２）Ｔｓ未満である場合、波形移動部１５は、吸着曲線ＬＢを平行移動する前の位置に戻す（ステップＳ２７）とともに、設定時間Ｄ２に対して時間Ｄ１を加算し、新たな設定時間Ｄ２とし（ステップＳ２８）、処理をステップＳ２３に戻す。
　一方、ステップＳ２６において、設定時間Ｄ２が（１／２）Ｔｓ以上である場合、時間差検出部１９は、データ記憶部１２において、設定時間識別情報に対応した各設定時間Ｄ２毎の標準偏差を順次読み込み、読み出した順に比較していくことにより、最も小さな標準偏差を検出し、この標準偏差に対応する設定時間識別情報を抽出し、この設定時間識別情報に対応する設定時間Ｄ２を、抗体固定領域２０１とリファレンス領域２０２とにそれぞれ検体が到達する時刻の時間差として出力する（ステップＳ２９）。
　次に、流速算出部２０は、抗体固定領域２０１（例えば、図２の抗体固定領域２０１Ａ）とリファレンス領域２０２（例えば、リファレンス領域２０２Ｂ）とにおける２点の位置の距離を、最も小さな標準偏差に対応する設定時間Ｄ２にて除算し、フローセル内における検体の流速を算出する（ステップＳ３０）。
　上述したように、本実施形態によれば、第１の実施形態と同様に、フローセル内にて流れる検体（液体、流体）の流速を正確に測定することができ、抗体固定領域あるいはリファレンス領域に検体が到達するタイミングを検出することができ、それぞれの抗体固定領域における抗原抗体反応の開始時間を精度良く補正することが可能となり、抗原抗体反応の反応速度を正確に測定することができ、抗原濃度を精度良く測定することが可能となる。
　また、本実施形態によれば、上述したように、いずれの抗体固定領域２０１及びリファレンス領域２０２それぞれに検体が到達するタイミングを正確に検出ことが可能なため、リファレンス領域２０２との差分測定にて、同相ノイズを除去することができ、より抗原濃度の測定を高精度とすることができる。
＜第３の実施形態＞
　次に、本発明の第３の実施形態について説明する。図９は本発明の第３の実施形態に係る抗原濃度測定装置３００ｂの構成を示すブロック図である。
　本実施形態の抗原濃度測定装置３００ｂ（流速測定装置、ＳＰＲ測定装置とも称する）は、プリズム１と、光源２と、偏光板３と、集光レンズ４と、ＣＣＤカメラ５と、データ処理装置６と、データベース７（記憶部とも称する）と、フローセル１０に対して液体サンプルを送り出すポンプ８と、液体サンプルが流れる流路９とを有する。
　本実施形態の抗原濃度測定装置３００ｂ（図９）のプリズム１、光源２、偏光板３、集光レンズ４、ＣＣＤカメラ５、データ処理装置６は、第１の実施形態抗原濃度測定装置３００ａ（図１）のプリズム１０４、ＬＥＤ１００、偏光子１０２、シリンドリカルレンズ１０３、ＣＣＤ１１１、データ処理装置１１２にそれぞれ対応している。
　図１０Ａはフローセル１０の一般的な構造を示す平面図、図１０Ｂは図１０Ａのフローセル１０のＩ－Ｉ線断面図である。図１０Ａ、図１０Ｂにおいて、７０はプリズム１と同じ屈折率の材料からなる板状の透明体、７１は透明体７０上にスパッタ、蒸着などによって形成された厚さ４０～６０ｎｍ程度の金や銀からなる金属薄膜、７２は金属薄膜７１上に固定された抗体などの被測定物質である。
　図１１はデータ処理装置６の構成例を示すブロック図である。データ処理装置６は、装置全体を制御する制御部６０と、制御部６０のプログラム等を記憶する記憶部６１と、抗原濃度測定装置３００ｂを使用する使用者が装置に対して指示を与えるための入力部６２と、使用者に対して情報を表示するための表示部６３とを有する。
　制御部６０は、画像取得周期制御部６４と、画像処理部６５と、測定開始信号出力部６６と、反応結果導出部６７と、屈折率導出部６８と、反応結果補正部６９とを有する。
　次に、本実施形態の抗原濃度測定装置３００ｂの動作について説明する。図１２は本実施形態で用いるフローセル１０の構造を示す平面図である。
　本実施形態では、フローセル１０として、透明体７０上に形成された金属薄膜７１と、金属薄膜７１上の被測定物質配置用箇所に固定された被測定物質７２と、金属薄膜７１上の検出物質配置用箇所に固定された液体サンプル検出物質７３（検体検出物質とも称する）とを有するものを用いる。フローセル１０は、被測定物質７２及び液体サンプル検出用物質７３が上向きで、透明体７０がプリズム１と接するようにプリズム１上に載置される。
　液体サンプル検出物質７３は、液体サンプル中に含まれる物質のうち被測定物質７２との反応が期待されるものと異なる物質と反応して屈折率が変化する物質である。液体サンプル検出物質７３と反応する物質としては、液体サンプル中に高濃度に存在する物質が好ましく、この物質の例としては、例えば液体サンプルが牛乳である場合、カゼインがある。液体サンプル検出物質７３の例としては、例えば液体サンプルが牛乳である場合、抗カゼイン、抗ＢＳＡ、牛乳が初乳の場合には抗牛ＩｇＧなど、牛乳中に必ず高濃度で存在するタンパク質に対する抗体がある。また、液体サンプル検出物質７３の別の例として、液体サンプルが血液である場合には、抗アルブミンなど、血液中に必ず高濃度で存在するタンパク質に対する抗体がある。
　従来と同様に、単色光の光源２から放射された光が偏光板３を通過すると、Ｐ偏光光のみが通過する。このＰ偏光光は、集光レンズ４で集光されてプリズム１に入射し、被測定物質７２が固定されている側と反対の透明体７０の側からフローセル１０に入射する。
　一方、牛乳などの液体サンプルを流入させる場合、ポンプ８は、液体サンプルを送り出す。これにより、液体サンプルは流路９内を流れ、フローセル１０上を通過する。
　データ処理装置６の画像取得周期制御部６４は、ＣＣＤカメラ５に対して画像取得を指示する画像取得タイミング信号を繰り返し出力する。
　ＣＣＤカメラ５は、データ処理装置６から画像取得タイミング信号が出力されると、フローセル１０からの反射光を検出し、濃淡画像データを出力する。
　データ処理装置６の画像処理部６５は、ＣＣＤカメラ５から出力された濃淡画像データを取り込み、この濃淡画像データを処理して、図１９に示したような入射角－反射率曲線のデータをフローセル１０の被測定物質７２毎および液体サンプル検出物質７３毎に求める。
　図１３は液体サンプルの導入後にＣＣＤカメラ５が撮像した画像を模式的に示す図である。ＣＣＤカメラ５が撮像した画像には、フローセル１０の各所の光の反射率に応じた濃淡が現れる。図１３の２０１は金属薄膜７１に相当する明るい（反射率が高い）領域であり、２０２は被測定物質７２による反射率の谷を示す暗い（反射率が低い）領域、２０３は液体サンプル検出物質７３による反射率の谷を示す暗い領域である。画像領域２０３のＰＸ方向の座標がずれているのは、液体サンプルと液体サンプル検出物質７３との反応によって屈折率が変化し、エバネッセンス波と表面プラズモン波との共鳴が起こる入射角が僅かに変化したためである。
　図１３のＰＸ方向は図９のＸ２方向に相当し、光の入射角θを表しているので、画像処理部６５は、濃淡画像データのＰＸ方向の座標を入射角θに換算することが可能である。なお、ここでは、金属薄膜７１に対する法線ではなく、金属薄膜７１の面に対する光の角度を入射角θとする。また、図１３の濃淡画像の明るさはフローセル１０の反射率によって変化するので、画像処理部６５は、濃淡画像データの各画素の輝度値を光の反射率に換算することが可能である。さらに、ＣＣＤカメラ５が撮像した濃淡画像において、フローセル１０の被測定物質配置用箇所の位置および検出物質配置用箇所の位置は既知である。
　したがって、画像処理部６５は、被測定物質配置用箇所に相当するＰＹ座標上で入射角－反射率曲線を導出することを被測定物質配置用箇所毎に行うことにより、入射角－反射率曲線のデータを被測定物質７２毎に求めることができる。同様に、画像処理部６５は、検出物質配置用箇所に相当するＰＹ座標上で入射角－反射率曲線を導出することを検出物質配置用箇所毎に行うことにより、データを液体サンプル検出用物質７３毎に求めることができる。画像処理部６５は、以上のような処理をＣＣＤカメラ５から濃淡画像データが出力される度に行う。なお、図１３のＰＹ方向は、図９の紙面に対して垂直なＹ２方向に相当する。
　画像取得周期制御部６４とＣＣＤカメラ５と画像処理部６５によるフローセル１０の測定は、液体サンプルが導入される前から既に開始されている。
　ここで、データ処理装置６の測定開始信号出力部６６は、画像処理部６５が測定した被測定物質７２の入射角－反射率曲線のデータまたは液体サンプル検出物質７３の入射角－反射率曲線のデータから、反射率が最低となる入射角（以下、共鳴角θｓｐという）を求める。そして、測定開始信号出力部６６は、フローセル１０の上に液体サンプルが流れ始めたと考えられる値に共鳴角θｓｐが達したときに、測定開始信号を出力する。
　画像取得周期制御部６４は、測定開始信号が出力されると、この測定開始信号の出力時から一定時間の間は画像取得タイミング信号の周期、すなわち画像取得の周期を通常時よりも短くし、一定時間経過後は画像取得の周期を通常時の値に戻す。このように画像取得の周期を変更する理由については後述する。
　次に、データ処理装置６の反応結果導出部６７は、測定開始信号が出力されると、画像処理部６５が測定した被測定物質７２の入射角－反射率曲線のデータから共鳴角θｓｐを求める。共鳴角θｓｐは、被測定物質７２の屈折率および物質７２と反応した液体サンプル中の物質の屈折率に依存する。また、被測定物質７２（抗体）と液体サンプル中の物質（抗原）とが反応すると、入射角－反射率曲線は図１４の特性ＣＡから特性ＣＢへと変化し、共鳴角はθｓｐＡからθｓｐＢへと変化する。
　データベース７には、共鳴角θｓｐの変化と、被測定物質７２と液体サンプル中の物質の反応量との関係があらかじめ登録されている。
　反応結果導出部６７は、データベース７を参照することにより、共鳴角θｓｐの変化から、被測定物質７２と液体サンプル中の物質との反応量を求めることができる。反応結果導出部６７は、以上のような処理を測定開始信号の出力後に画像処理部６５から入射角－反射率曲線のデータが出力される度に行う。
　一方、データ処理装置６の屈折率導出部６８は、測定開始信号が出力されると、画像処理部６５が測定した液体サンプル検出物質７３の入射角－反射率曲線のデータから共鳴角θｓｐ’を求める。共鳴角θｓｐ’は、液体サンプル検出物質７３の屈折率および液体サンプル検出物質７３と反応した液体サンプル中の物質の屈折率に依存する。
　データベース７には、共鳴角θｓｐ’と屈折率との関係があらかじめ登録されている。
　屈折率導出部６８は、データベース７を参照することにより、共鳴角θｓｐ’から液体サンプル検出物質７３および液体サンプル中の反応物質の屈折率を求めることができる。
　屈折率導出部６８は、以上のような処理を測定開始信号の出力後に画像処理部６５から入射角－反射率曲線のデータが出力される度に行う。
　図１５は屈折率導出部６８が求めた屈折率の時間変化を示す図である。図１５において、実線で示すＲは屈折率導出部６８が求めた実際の屈折率、破線で示すＲｒｅｆは液体サンプルの流速が一定の場合の理想的な屈折率、丸印で示すＳＴは画像取得タイミングを示している。
　液体サンプル検出物質７３との反応が期待される物質は、液体サンプル中に高濃度に存在する物質である。このため、この物質と液体サンプル検出物質７３との反応は、液体サンプル導入後に急激に発生し、屈折率導出部６８が画像取得タイミング毎に求める屈折率Ｒは図１５に示すように急激に上昇してその後に飽和する特性となる。しかし、この屈折率Ｒは、液体サンプルの流速変動のために、理想的な屈折率Ｒｒｅｆからずれている。
　ここで、画像取得の周期をΔＴ、周期ΔＴにおける屈折率Ｒの変化量をΔＲとすると、屈折率Ｒの変化速度Ｖ＝ΔＲ／ΔＴは、液体サンプルの流速に比例する。
　したがって、液体サンプルの流速が理想値である場合の屈折率の既知の変化速度Ｖｒｅｆと、実際の屈折率Ｒの変化速度Ｖとを比較すれば、変化速度Ｖの誤差量を求めることができ、この誤差量から液体サンプルの流速の理想値に対する実際の流速の誤差量を求めることができる。被測定物質７２と液体サンプル中の物質との反応結果は、液体サンプルの流速（流量）に依存するので、流速の誤差量を求めることができれば、反応結果をどれだけ補正すればよいかが分かる。
　データベース７には、屈折率Ｒの変化速度の理想値Ｖｒｅｆが測定開始時刻ｔ０からの経過時間ｔ毎にあらかじめ登録されている。また、データベース７には、変化速度Ｖと理想値Ｖｒｅｆとの誤差量と、流速の誤差量とが対応付けてあらかじめ登録されている。さらに、データベース７には、流速の誤差量と反応量の補正量とが対応付けてあらかじめ登録されている。
　反応結果補正部６９は、測定開始信号が出力された時刻ｔ０以降の時間ｔにおいて、現在の屈折率Ｒと１周期前の屈折率Ｒとから変化量ΔＲを計算して、屈折率Ｒの変化速度Ｖ＝ΔＲ／ΔＴを計算し、データベース７を参照して現在の時間ｔにおける変化速度の理想値Ｖｒｅｆを取得して、変化速度Ｖの誤差量を計算する。さらに、反応結果補正部６９は、変化速度Ｖの誤差量に対応する流速の誤差量をデータベース７から取得し、この流速の誤差量に対応する補正量をデータベース７から取得して、反応結果導出部６７が求めた反応量を補正量に従って補正する。反応結果補正部６９は、以上のような処理を測定開始信号の出力後に屈折率導出部６８から屈折率Ｒのデータが出力される度に行う。
　こうして、本実施形態では、液体サンプルの流速が変動した場合でも、被測定物質７２の反応結果を補正することができる。
　なお、以上の説明から明らかなように、ＣＣＤカメラ５、画像処理部６５、反応結果導出部６７、屈折率導出部６８および反応結果補正部６９は、画像取得の周期毎に動作する。図１５に示したように、屈折率導出部６８が求める屈折率は急激に上昇した後に飽和するので、この上昇区間では測定周期を短くして補正精度を高めることが好ましい。これが、画像取得周期制御部６４が画像取得の周期を変更する理由である。つまり、画像取得周期制御部６４は、測定開始信号が出力された時刻ｔ０から一定時間ｔｈの間は画像取得タイミング信号の周期を通常時よりも短くし、時間ｔｈ経過後は画像取得タイミング信号の周期を通常時の値に戻す。
　従来技術による抗原濃度測定装置では、牛乳などの液体サンプルをポンプで送り出して試料セル上に流すことで、例えば牛乳に含まれる菌と試料セルに固定された抗体との反応を検出する。しかしながら、従来技術による抗原濃度測定装置では、液体サンプルの流速に変動があった場合に、反応結果を補正することができないという問題点があった。例えば液体サンプルの流速を高精度に調整することができない簡易型の装置や、液体サンプルの粘度のばらつきなどにより、流速が液送機構で期待される値よりも小さくなった場合は、抗原と抗体の反応量も小さくなり、流速が理想的な値より大きくなった場合は、抗原と抗体の反応量も大きくなる。したがって、液体サンプルの流速が変動すると、正しい測定ができないという問題点があった。
　しかし、本実施形態によれば、液体サンプル中に含まれる物質のうち被測定物質との反応が期待されるものと異なる物質と反応して屈折率が変化する液体サンプル検出物質７３を金属薄膜上に固定したフローセル１０に対して、液体サンプルを流した状態で光を照射し、ＣＣＤカメラ５で撮像された画像から求めた液体サンプル検出物質７３の入射角－反射率曲線から光の反射率が最低となる入射角である共鳴角を求め、この共鳴角から液体サンプル検出物質７３および反応した液体サンプル中の物質の屈折率を求め、この屈折率の変化速度から液体サンプルの流速の誤差量を求め、この流速の誤差量から反応量の補正量を求めることにより、反応結果導出部６７が求めた反応量を補正することができる。その結果、本実施形態によれば、液体サンプルの流速変動に応じて測定結果を補正することができる。
　また、本実施形態では、画像処理部６５が求めた入射角－反射率曲線において共鳴角を求め、この共鳴角の変化からフローセル１０上に液体サンプルが流れ始めたことを検出したときに、測定開始信号を出力し、測定開始信号の出力時から一定時間の間は画像取得タイミング信号の周期を通常時よりも短くすることにより、測定結果の補正精度を高めることができる。
＜第４の実施形態＞
　次に、本発明の第４の実施形態について説明する。本発明が第１の実施形態と同様の部分については、それらの説明を省略する。また、第４の実施形態と第１の実施形態では、フローセル内を流れる検体の流速を求める方法が相違する。よって、以下では、その相違点について説明する。
　図１６は、本発明の第４の実施形態による抗原濃度検出装置のデータ処理装置の制御部１１３ｂの構成を示すブロック図である。
　制御部１１３ｂは、データ入力部１１、データ記憶部１２、ＳＰＲ角度算出部１３、補間演算部１４、波形微分演算部１６、波形減算部１７、標準偏差演算部１８、波形微分・二乗部２３、直線検出部２４、流速検出部２５を有する。
　制御部１１３ｂが、波形微分・二乗部２３、直線検出部２４、流速検出部２５を有している点において、制御部１１３ａが、波形移動部１５、時間差検出部１９、流速算出部２０を有している第１の実施形態と相違する。
　なお、波形微分・二乗部２３、直線検出部２４、流速検出部２５をまとめて、流速演算部２１ｂとも称する。
　始めに、本実施形態の抗原濃度検出装置は、フローセルの流路を、Ｙ１方向（図１及び図２参照）に、屈折率の低いサンプルを流す。ここでは、このサンプルの屈折率を、Ｎ１とする。
　次に、本実施形態の抗原濃度検出装置は、フローセルの流路を、Ｙ１方向に、屈折率の高いサンプルを流す。ここでは、このサンプルの屈折率をＮ２とする。屈折率Ｎ１と屈折率Ｎ２との間には、Ｎ２＞Ｎ１の関係がある。
　次に、本実施形態の抗原濃度検出装置は、フローセルの流路を、Ｙ１方向に、屈折率の低いサンプルを流す。このサンプルの屈折率は、Ｎ１である。
　このような処理を行なう際に、フローセルのＹ１方向に沿った複数の地点での屈折率の時間変化を測定することにより、各時間と各地点での屈折率を表す配列を得ることができる。この配列を等高線表示すると、図１７（ａ）に示すようなグラフが得られる。
　図１７（ａ）において、横軸は時間を示しており、縦軸はフローセルの流路の所定地点を基準とした距離を示している。
　図１７（ａ）では、傾きが正の３本の直線が、時刻ｔ１１付近に現れている。また、図１７（ｂ）では、傾きが正の３本の直線が、時刻ｔ１２付近に現れている。それぞれの直線で結ばれた点は、ＳＰＲ角度が同じであることを意味している。
　なお、フローセルに流すサンプルの流速が非常に早い場合には、時刻ｔ１１付近の３本の直線と、時刻ｔ１２付近の３本の直線との傾きは、図１７（ａ）の縦軸（Ｙ１軸）の傾きに近づく。つまり、各直線の傾きが、無限大に近づく。
　また、フローセルに流すサンプルの流速が遅い場合には、時刻ｔ１１付近の３本の直線と、時刻ｔ１２付近の３本の直線との傾きは、図１７（ａ）の横軸（時間軸）の傾きに近づく。つまり、各直線の傾きが、０に近づく。
　図１７（ａ）において、フローセルの所定地点（Ｙ１＝ＹＡとなる地点）に着目すると、図１７（ｂ）に示すようなグラフが得られる。なお、図１７（ｂ）において、横軸は時間を示しており、縦軸はＳＰＲ角度を示している。
　図１６の制御部１１３ｂの直線検出部２４は、図１７（ａ）の画像から、直線部分を検出する。本実施形態の直線検出部２４は、既知の画像処理アルゴリズムであるハフ（Hough）変換を用いて、図１７（ａ）の画像から直線部分を検出する。なお、直線検出部２４は、ハフ変換以外の既知の画像処理アルゴリズムを用いて、画像から直線部分を検出しても良い。
　波形微分・二乗部２３は、ハフ変換を用いる直線検出部２４が、流速が変化する部分の検出に適するように、図１７（ａ）の配列データを時間方向に微分する。その後、波形微分・二乗部２３は、二乗処理を行なう。
　流速検出部２５は、直線検出部２４の演算結果から直線の傾きを求めて、フローセル内を流れる検体の流速を算出する。
　第１の実施形態では、抗体固定領域２０１やリファレンス領域２０２などの２点を予め決める必要があり、フローセル内の特定の区間での流速を求めることができた。第４の実施形態では、直線の傾きから流速を求めることができるために、流速の変化を時間的に、フローセル内の位置に依存して求めることができる。したがって、抗原濃度検出装置の処理精度を高度化できる。
　なお、第４の実施形態では、流速を求める際にハフ変換を用いる場合について説明したが、この方法を、第２又は第３の実施形態に適用してもよい。
　なお、第１～第４の実施形態による抗原濃度測定装置のデータ処理装置の各部（図４、図１１、図１６）の機能を実現するためのプログラムをコンピュータ読み取り可能な記録媒体に記録して、この記録媒体に記録されたプログラムをコンピュータシステムに読み込ませ、実行することにより検体の流速の検出処理を行ってもよい。なお、ここでいう「コンピュータシステム」とは、ＯＳや周辺機器等のハードウェアを含むものとする。また、「コンピュータシステム」は、ホームページ提供環境（あるいは表示環境）を備えたＷＷＷシステムも含むものとする。また、「コンピュータ読み取り可能な記録媒体」とは、フレキシブルディスク、光磁気ディスク、ＲＯＭ、ＣＤ－ＲＯＭ等の可搬媒体、コンピュータシステムに内蔵されるハードディスク等の記憶装置のことをいう。さらに「コンピュータ読み取り可能な記録媒体」とは、インターネット等のネットワークや電話回線等の通信回線を介してプログラムが送信された場合のサーバやクライアントとなるコンピュータシステム内部の揮発性メモリ（ＲＡＭ）のように、一定時間プログラムを保持しているものも含むものとする。
　また、上記プログラムは、このプログラムを記憶装置等に格納したコンピュータシステムから、伝送媒体を介して、あるいは、伝送媒体中の伝送波により他のコンピュータシステムに伝送されてもよい。ここで、プログラムを伝送する「伝送媒体」は、インターネット等のネットワーク（通信網）や電話回線等の通信回線（通信線）のように情報を伝送する機能を有する媒体のことをいう。また、上記プログラムは、前述した機能の一部を実現するためのものであっても良い。さらに、前述した機能をコンピュータシステムにすでに記録されているプログラムとの組み合わせで実現できるもの、いわゆる差分ファイル（差分プログラム）であっても良い。
　本発明は、フローセル内の検体の流速を正確に測定し、直列に配列された複数の各抗体が固定されている領域において、いずれの抗体の領域に検体が達したかを検出することができる流速測定装置、抗原濃度測定装置、フローセル、流速測定方法、抗原濃度測定方法などに適用できる。

Claims (12)

  1. 　長尺状のフローセル内に、異なる抗体が検体の流れる方向に配列されており、前記フローセル内を流れる前記検体の流速を測定する流速測定装置であって、
    　光発振部と、
    　当該光発振部からの出射光による表面プラズモン共鳴を起こすための金属薄膜と、
    　当該金属薄膜を固定し、当該金属薄膜上に前記光発振部の出射光を、複数の入射角度の入射光に変換して直線状の焦線位置にて集光する集光部と、
    　前記金属薄膜上に前記焦線位置に重なる位置に抗体を固定した抗体固定領域及び抗体を固定しないリファレンス領域を交互に配置した測定部と、
    　前記焦線位置において生じた表面プラズモン共鳴による当該出射光の前記焦線位置における反射光を、複数の入射光の角度毎に受光する受光部と、
    　前記測定部における前記抗体固定領域及び前記リファレンス領域毎のＳＰＲ角度の時間変化を求めるＳＰＲ角度算出部と、
    　前記ＳＰＲ角度算出部が求めたＳＰＲ角度の時間変化に基づいて、前記フローセル内を流れる前記検体の流速を演算する流速演算部と、
    　を有する流速測定装置。
  2. 　前記流速演算部は、
    　前記抗体固定領域あるいは前記リファレンス領域のいずれか２点におけるＳＰＲ角度の時間変化を示す吸着曲線を、いずれか一方を他方に対して時間方向にずらす波形移動部と、
    　前記２点のＳＰＲ角度の差分が最小となるずらし時間を測定する時間差検出部と、
    　前記２点間の位置を前記ずらし時間にて除算することにより、前記フローセル内における検体の流速を算出する流速算出部と、
    　を有する請求項１記載の流速測定装置。
  3. 　前記２点それぞれの吸着曲線を時間微分して微分曲線とする波形微分演算部をさらに有し、
    　前記波形移動部が２点それぞれの前記微分曲線において、いずれか一方を他方に対して時間方向にずらし、前記時間差検出部が２点それぞれの微分曲線におけるＳＰＲ角度の差分が最小となるずらし時間を測定する請求項２記載の流速測定装置。
  4. 　ＳＰＲ角度の差分データを時間微分する波形微分演算部をさらに有し、
    　前記波形移動部が２点それぞれの前記吸着曲線において、いずれか一方を他方に対して時間方向にずらし、
    　前記波形移動部が前記吸着曲線をずらす毎に、前記波形微分演算部が当該２点それぞれの吸着曲線の差分データを時間微分し、前記時間差検出部が２点それぞれの吸着曲線におけるＳＰＲ角度の時間微分した差分データが最小となるずらし時間を測定する請求項２記載の流速測定装置。
  5. 　前記流速演算部は、前記フローセル内を流れる前記検体の流速をハフ変換を用いて演算する請求項１記載の流速測定装置。
  6. 　前記金属薄膜上に、前記抗体と、前記検体に含まれる物質のうち前記抗体との反応が期待されるものと異なる物質と反応して屈折率が変化する検体検出物質とが固定されており、
    　前記抗体における前記入射光の入射角と前記反射光の反射率との相関関係に基づいて反射率が最低となる入射角である共鳴角を求め、この共鳴角から前記抗体と前記検体検出物質との反応量を求める反応結果導出部と、
    　前記検体検出物質における入射角と反射率との相関関係に基づいて共鳴角を求め、この共鳴角から前記検体検出物質および反応した検体に含まれる物質の屈折率を求める屈折率導出部と、
    　前記屈折率導出部が求めた屈折率の変化速度から前記検体の流速の誤差量を求め、この流速の誤差量から前記反応結果導出部が求めた反応量の補正量を求めて、前記反応量を前記補正量に基づいて補正する反応結果補正部と、
    　を更に有する請求項１記載の流速測定装置。
  7. 　前記画像処理部が求めた入射角と反射率との相関関係において前記共鳴角を求め、この共鳴角の変化から前記フローセル上に前記検体が流れ始めたことを検出したときに、測定開始信号を出力する測定開始信号出力部と、
    　前記受光部に対して画像取得を指示する画像取得タイミング信号を繰り返し出力し、前記測定開始信号の出力時から一定時間の間は前記画像取得タイミング信号の周期を通常時よりも短くし、一定時間経過後は前記画像取得タイミング信号の周期を通常時の値に戻す画像取得周期制御部と、
    　を更に有する請求項６記載の流速測定装置。
  8. 　前記屈折率の変化速度の理想値と、前記変化速度の誤差量と前記検体の流速の誤差量との関係と、前記流速の誤差量と前記補正量との関係が予め登録された記憶部を更に有し、
    　前記反応結果補正部は、前記屈折率導出部が求めた屈折率の変化速度と前記記憶部に登録された前記変化速度の理想値との誤差量を求め、この変化速度の誤差量に対応する前記流速の誤差量を前記記憶部から取得し、この流速の誤差量に対応する前記補正量を前記記憶部から取得する請求項６又は７記載の流速測定装置。
  9. 　長尺状のフローセル内に、異なる抗体が検体の流れる方向に配列されており、前記検体に含まれる抗原の濃度を測定する抗原濃度測定装置であって、
    　光発振部と、
    　前記抗体と、前記検体に含まれる物質のうち前記抗体との反応が期待される抗原と異なる物質と反応して屈折率が変化する検体検出物質とが固定されており、前記光発振部からの出射光による表面プラズモン共鳴を起こすための金属薄膜と、
    　当該金属薄膜を固定し、当該金属薄膜上に前記光発振部の出射光を、複数の入射角度の入射光に変換して直線状の焦線位置にて集光する集光部と、
    　前記金属薄膜上に前記焦線位置に重なる位置に抗体を固定した抗体固定領域及び抗体を固定しないリファレンス領域を交互に配置した測定部と、
    　前記焦線位置において生じた表面プラズモン共鳴による当該出射光の前記焦線位置における反射光を、複数の入射光の角度毎に受光する受光部と、
    　前記測定部における前記抗体固定領域及び前記リファレンス領域毎のＳＰＲ角度の時間変化を求めるＳＰＲ角度算出部と、
    　前記ＳＰＲ角度算出部が求めたＳＰＲ角度の時間変化に基づいて、前記フローセル内を流れる前記検体の流速を演算する流速演算部と、
    　前記抗体における前記入射光の入射角と前記反射光の反射率との相関関係に基づいて反射率が最低となる入射角である共鳴角を求め、この共鳴角から前記抗体と前記検体検出物質との反応量を求める反応結果導出部と、
    　前記検体検出物質における入射角と反射率との相関関係に基づいて共鳴角を求め、この共鳴角から前記検体検出物質および反応した検体に含まれる物質の屈折率を求める屈折率導出部と、
    　前記屈折率導出部が求めた屈折率の変化速度から前記検体の流速の誤差量を求め、この流速の誤差量から前記反応結果導出部が求めた反応量の補正量を求めて、前記反応量を前記補正量に基づいて補正する反応結果補正部と、
    　前記反応結果補正部が補正結果に基づいて、前記検体に含まれる抗原の濃度を算出する抗原濃度算出部と、
    　を有する抗原濃度測定装置。
  10. 　金属薄膜上の一部に抗体が固定された表面プラズモン共鳴測定用フローセルにおいて、
    　前記抗体と、フローセルに流れる検体に含まれる物質のうち前記抗体との反応が期待される抗原と異なる物質と反応して屈折率が変化する検体検出物質とが前記金属薄膜上に固定されているフローセル。
  11. 　光発振部と、当該光発振部からの出射光による表面プラズモン共鳴を起こすための金属薄膜と、当該金属薄膜を固定し、当該金属薄膜上に前記光発振部の出射光を、複数の入射角度の入射光に変換して直線状の焦線位置にて集光する集光部と、前記金属薄膜上に前記焦線位置に重なる位置に長尺状のフローセルが構成され、このフローセル内に抗体を固定した抗体固定領域及び抗体を固定しないリファレンス領域を交互に配置した測定部と、前記焦線位置において生じた表面プラズモン共鳴による当該出射光の前記焦線位置における反射光を、複数の入射光の角度毎に受光する受光部と、を有する流速測定装置により、前記フローセル内を流れる前記検体の流速を測定する流速測定方法であって、
    　前記測定部における前記抗体固定領域及び前記リファレンス領域毎のＳＰＲ角度の時間変化を求めるＳＰＲ角度算出過程と、
    　前記ＳＰＲ角度算出過程で求めたＳＰＲ角度の時間変化に基づいて、前記フローセル内を流れる前記検体の流速を演算する流速演算過程と、
    　を有する流速測定方法。
  12. 　光発振部と、前記抗体と、前記検体に含まれる物質のうち前記抗体との反応が期待される抗原と異なる物質と反応して屈折率が変化する検体検出物質とが固定されており、前記光発振部からの出射光による表面プラズモン共鳴を起こすための金属薄膜と、当該金属薄膜を固定し、当該金属薄膜上に前記光発振部の出射光を、複数の入射角度の入射光に変換して直線状の焦線位置にて集光する集光部と、前記金属薄膜上に前記焦線位置に重なる位置に長尺状のフローセルが構成され、このフローセル内に抗体を固定した抗体固定領域及び抗体を固定しないリファレンス領域を交互に配置した測定部と、前記焦線位置において生じた表面プラズモン共鳴による当該出射光の前記焦線位置における反射光を、複数の入射光の角度毎に受光する受光部と、を有する流速測定装置により、前記フローセル内を流れる前記検体の流速を測定する流速測定方法であって、
    　前記測定部における前記抗体固定領域及び前記リファレンス領域毎のＳＰＲ角度の時間変化を求めるＳＰＲ角度算出過程と、
    　前記ＳＰＲ角度算出過程で求めたＳＰＲ角度の時間変化に基づいて、前記フローセル内を流れる前記検体の流速を演算する流速演算過程と、
    　前記抗体における前記入射光の入射角と前記反射光の反射率との相関関係に基づいて反射率が最低となる入射角である共鳴角を求め、この共鳴角から前記抗体と前記検体検出物質との反応量を求める反応結果導出過程と、
    　前記検体検出物質における入射角と反射率との相関関係に基づいて共鳴角を求め、この共鳴角から前記検体検出物質および反応した検体に含まれる物質の屈折率を求める屈折率導出過程と、
    　前記屈折率導出過程で求めた屈折率の変化速度から前記検体の流速の誤差量を求め、この流速の誤差量から前記反応結果導出過程で求めた反応量の補正量を求めて、前記反応量を前記補正量に基づいて補正する反応結果補正過程と、
    　前記反応結果補正過程での補正結果に基づいて、前記検体に含まれる抗原の濃度を算出する抗原濃度算出過程と、
    　を有する抗原濃度測定方法。
PCT/JP2009/050433 2008-01-16 2009-01-15 流速測定装置、抗原濃度測定装置、フローセル、流速測定方法、抗原濃度測定方法 WO2009090985A1 (ja)

Priority Applications (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP09702693.4A EP2237022B1 (en) 2008-01-16 2009-01-15 Flow rate measurement apparatus and method
US12/811,400 US20100285612A1 (en) 2008-01-16 2009-01-15 Flow rate measurement apparatus, antigen concentration measurement apparatus, flow cell, flow rate measurement method, and antigen concentration measuring method
JP2009550034A JP4897054B2 (ja) 2008-01-16 2009-01-15 流速測定装置、抗原濃度測定装置、流速測定方法、抗原濃度測定方法
US13/857,514 US9880101B2 (en) 2008-01-16 2013-04-05 Flow rate measurement apparatus, antigen concentration measurement apparatus, flow cell, flow rate measurement method, and antigen concentration measurement method

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2008006651 2008-01-16
JP2008-006651 2008-01-16
JP2008186043 2008-07-17
JP2008-186043 2008-07-17

Related Child Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US12/811,400 A-371-Of-International US20100285612A1 (en) 2008-01-16 2009-01-15 Flow rate measurement apparatus, antigen concentration measurement apparatus, flow cell, flow rate measurement method, and antigen concentration measuring method
US13/857,514 Division US9880101B2 (en) 2008-01-16 2013-04-05 Flow rate measurement apparatus, antigen concentration measurement apparatus, flow cell, flow rate measurement method, and antigen concentration measurement method

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2009090985A1 true WO2009090985A1 (ja) 2009-07-23

Family

ID=40885371

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2009/050433 WO2009090985A1 (ja) 2008-01-16 2009-01-15 流速測定装置、抗原濃度測定装置、フローセル、流速測定方法、抗原濃度測定方法

Country Status (4)

Country Link
US (2) US20100285612A1 (ja)
EP (1) EP2237022B1 (ja)
JP (1) JP4897054B2 (ja)
WO (1) WO2009090985A1 (ja)

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010043890A (ja) * 2008-08-11 2010-02-25 Fujifilm Corp 検出方法および検出システム
WO2011074373A1 (ja) * 2009-12-14 2011-06-23 コニカミノルタホールディングス株式会社 表面プラズモン増強蛍光測定装置及びチップ構造体
JP2013019720A (ja) * 2011-07-08 2013-01-31 Seiko Epson Corp 検出装置
JP2013113769A (ja) * 2011-11-30 2013-06-10 Konica Minolta Inc 計測方法及び計測装置
KR20140056203A (ko) * 2014-04-10 2014-05-09 신헌주 농도 계측 장치
JP2016057171A (ja) * 2014-09-10 2016-04-21 日本電信電話株式会社 屈折率測定装置

Families Citing this family (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3066455B1 (en) * 2013-11-04 2019-08-14 Agency For Science, Technology And Research Optical sensing device for surface plasmon resonance (spr) and optical sensing method using surface plasmon resonance (spr)
US11047722B2 (en) 2013-12-17 2021-06-29 International Business Machines Corporation Computer based fluid flow velocity estimation from concentrations of a reacting constituent for products and services
US9255827B2 (en) 2013-12-17 2016-02-09 International Business Machines Corporation Computer based fluid flow velocity estimation from concentrations of a reacting constituent for products and services
JP6133446B2 (ja) 2014-02-05 2017-05-24 日本電信電話株式会社 フローセルおよび送液システム
WO2016118812A1 (en) 2015-01-23 2016-07-28 Vanderbilt University A robust interferometer and methods of using same
CN108449968B (zh) * 2015-06-12 2021-08-17 莱克瑞科学有限责任公司 手持野外便携式表面等离子体共振装置及其在化学和生物试剂的检测中的应用
WO2017053853A2 (en) 2015-09-24 2017-03-30 Lacriscience, Llc Optical sensors, systems and methods of using same
JP6938492B2 (ja) 2015-11-10 2021-09-22 ラクリサイエンス・エルエルシー サンプル浸透圧を決定するためのシステムおよび方法
EP3408649B1 (en) 2016-01-29 2023-06-14 Vanderbilt University Free-solution response function interferometry
US10408752B2 (en) * 2016-10-18 2019-09-10 National Taiwan University Plasmonic sensor
WO2019231869A1 (en) 2018-05-27 2019-12-05 Biosensing Instrument Inc. Surface plasmon resonance imaging system and method for measuring molecular interactions
US10809194B2 (en) * 2018-05-27 2020-10-20 Biosensing Instrument Inc. Surface plasmon resonance imaging system and method for measuring molecular interactions
GB2589367B (en) * 2019-11-29 2022-01-12 Thermo Fisher Scient Ecublens Sarl Improvements in optical emission spectrometry

Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001194298A (ja) 1999-10-28 2001-07-19 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 表面プラズモン共鳴酵素センサーおよび表面プラズモン共鳴の測定方法
JP3356213B2 (ja) 2001-01-24 2002-12-16 八戸工業高等専門学校長 Ｓｐｒ測定用試料セルおよびセルホルダ
JP2003232725A (ja) * 2002-02-12 2003-08-22 Japan Science & Technology Corp 表面プラズモン共鳴測定法を用いる化学反応解析センサ
JP2005512045A (ja) * 2001-12-05 2005-04-28 ユニバーシティ オブ ワシントン 固相アフィニティー結合アッセイのための、微小流体デバイスおよび表面修飾プロセス
JP2006266906A (ja) * 2005-03-24 2006-10-05 Fuji Photo Film Co Ltd 測定方法および測定装置
JP2007192806A (ja) * 2005-12-22 2007-08-02 Canon Inc 標的物質検出素子用基板、標的物質検出素子、それを用いた標的物質の検出装置及び検出方法、並びにそのためのキット
JP2007240501A (ja) * 2006-03-13 2007-09-20 Canon Inc 流速測定装置及び流速測定方法
JP2007248253A (ja) * 2006-03-15 2007-09-27 Omron Corp 光学部品、光学センサ、表面プラズモンセンサ及び指紋認証装置
WO2007145180A1 (ja) * 2006-06-12 2007-12-21 Nippon Telegraph And Telephone Corporation 光学分析用チップ

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4982342A (en) * 1987-11-05 1991-01-01 Kabushiki Kaisha Toyota Chuo Kenkyusho Image processor system having multifunction look-up table units
GB8811919D0 (en) * 1988-05-20 1988-06-22 Amersham Int Plc Biological sensors
SE462408B (sv) * 1988-11-10 1990-06-18 Pharmacia Ab Optiskt biosensorsystem utnyttjande ytplasmonresonans foer detektering av en specific biomolekyl, saett att kalibrera sensoranordningen samt saett att korrigera foer baslinjedrift i systemet
US5981262A (en) * 1993-04-23 1999-11-09 Ariad Pharmaceuticals, Inc. Human syk
SE9700384D0 (sv) * 1997-02-04 1997-02-04 Biacore Ab Analytical method and apparatus
US7230714B2 (en) * 2004-10-22 2007-06-12 Agilent Technologies, Inc. Nonlinear filtering for events in SPR sensing
US20070065954A1 (en) * 2005-09-15 2007-03-22 Minoru Taya Surface plasmon resonance biosensor system for detection of antigens and method for determining the presence of antigens
US7915053B2 (en) * 2005-12-22 2011-03-29 Canon Kabushiki Kaisha Substrate for target substance detecting device, target substance detecting device, target substance detecting apparatus and method using the same, and kit therefor
JP4783219B2 (ja) * 2006-06-16 2011-09-28 株式会社トプコン 眼科撮影装置

Patent Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001194298A (ja) 1999-10-28 2001-07-19 Nippon Telegr & Teleph Corp <Ntt> 表面プラズモン共鳴酵素センサーおよび表面プラズモン共鳴の測定方法
JP3356213B2 (ja) 2001-01-24 2002-12-16 八戸工業高等専門学校長 Ｓｐｒ測定用試料セルおよびセルホルダ
JP2005512045A (ja) * 2001-12-05 2005-04-28 ユニバーシティ オブ ワシントン 固相アフィニティー結合アッセイのための、微小流体デバイスおよび表面修飾プロセス
JP2003232725A (ja) * 2002-02-12 2003-08-22 Japan Science & Technology Corp 表面プラズモン共鳴測定法を用いる化学反応解析センサ
JP2006266906A (ja) * 2005-03-24 2006-10-05 Fuji Photo Film Co Ltd 測定方法および測定装置
JP2007192806A (ja) * 2005-12-22 2007-08-02 Canon Inc 標的物質検出素子用基板、標的物質検出素子、それを用いた標的物質の検出装置及び検出方法、並びにそのためのキット
JP2007240501A (ja) * 2006-03-13 2007-09-20 Canon Inc 流速測定装置及び流速測定方法
JP2007248253A (ja) * 2006-03-15 2007-09-27 Omron Corp 光学部品、光学センサ、表面プラズモンセンサ及び指紋認証装置
WO2007145180A1 (ja) * 2006-06-12 2007-12-21 Nippon Telegraph And Telephone Corporation 光学分析用チップ

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP2237022A4
YUZURU IWASAKIL, 2, 7; TATSUYA TOBITA3; KAZUYOSHI KURIHARA4; TSUTOMU HORIUCHI I; KOJI SUZUKI; OSAMU NIWA: "MEASUREMENT SCIENCE AND TECHNOLOGY", MEAS. SCI. TECHNOL., vol. 17, 2006, pages 3184 - 3188

Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010043890A (ja) * 2008-08-11 2010-02-25 Fujifilm Corp 検出方法および検出システム
WO2011074373A1 (ja) * 2009-12-14 2011-06-23 コニカミノルタホールディングス株式会社 表面プラズモン増強蛍光測定装置及びチップ構造体
JPWO2011074373A1 (ja) * 2009-12-14 2013-04-25 コニカミノルタホールディングス株式会社 表面プラズモン増強蛍光測定装置及びチップ構造体
JP5831230B2 (ja) * 2009-12-14 2015-12-09 コニカミノルタ株式会社 表面プラズモン増強蛍光測定装置
JP2013019720A (ja) * 2011-07-08 2013-01-31 Seiko Epson Corp 検出装置
JP2013113769A (ja) * 2011-11-30 2013-06-10 Konica Minolta Inc 計測方法及び計測装置
KR20140056203A (ko) * 2014-04-10 2014-05-09 신헌주 농도 계측 장치
KR101702706B1 (ko) 2014-04-10 2017-02-03 신헌주 농도 계측 장치
JP2016057171A (ja) * 2014-09-10 2016-04-21 日本電信電話株式会社 屈折率測定装置

Also Published As

Publication number Publication date
JP4897054B2 (ja) 2012-03-14
US20100285612A1 (en) 2010-11-11
US20130224886A1 (en) 2013-08-29
EP2237022A1 (en) 2010-10-06
EP2237022B1 (en) 2020-05-06
JPWO2009090985A1 (ja) 2011-05-26
US9880101B2 (en) 2018-01-30
EP2237022A4 (en) 2011-02-23

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP4897054B2 (ja) 流速測定装置、抗原濃度測定装置、流速測定方法、抗原濃度測定方法
US8705033B2 (en) Multi-channel surface plasmon resonance sensor using beam profile ellipsometry
JP2001066248A (ja) 表面プラズモンセンサー
JP4455362B2 (ja) 全反射減衰を利用した測定装置
US6791691B2 (en) Measuring method and apparatus using attenuation in total internal reflection
US6885454B2 (en) Measuring apparatus
US20120057146A1 (en) Surface plasmon resonance sensor using beam profile ellipsometry
US7187444B2 (en) Measuring method and apparatus using attenuation in total internal reflection
JP2000019104A (ja) 表面プラズモンセンサ―
JP4778990B2 (ja) 抗原濃度検出装置及び抗原濃度検出方法
US8363224B2 (en) Fringe locking subsystem and methods of making and using the same
WO2016093039A1 (ja) 検出チップおよび検出方法
CN104237169B (zh) 一种基于外场调制的spr检测系统的检测方法
JP2000121551A (ja) 濃度測定装置
CN105334189B (zh) 基于微透镜成像的抗原抗体反应测定方法
JP3460923B2 (ja) 表面プラズモンセンサー
US20090046275A1 (en) Method and system for estimating surface plasmon resonance shift
KR20100096874A (ko) 생체 물질의 물리적 변화에 대한 실시간 검출이 가능한 바이오 센서 장치 및 센싱 방법
JP2007147314A (ja) 表面プラズモンセンサーおよび表面プラズモンセンサーを用いた標的物質の検出方法
JP2005221274A (ja) 測定方法および測定装置
JP3761080B2 (ja) 全反射減衰を利用した測定方法および測定装置
JP2004085487A (ja) 全反射減衰を利用したセンサー
JP2002357544A (ja) 測定装置
JP2002195942A (ja) 全反射減衰を利用したセンサー
JP3776371B2 (ja) 測定装置

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 09702693

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2009550034

Country of ref document: JP

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 12811400

Country of ref document: US

Ref document number: 2009702693

Country of ref document: EP

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE