WO2023074323A1 - 免疫学的測定方法および免疫学的測定装置 - Google Patents

免疫学的測定方法および免疫学的測定装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2023074323A1
WO2023074323A1 PCT/JP2022/037633 JP2022037633W WO2023074323A1 WO 2023074323 A1 WO2023074323 A1 WO 2023074323A1 JP 2022037633 W JP2022037633 W JP 2022037633W WO 2023074323 A1 WO2023074323 A1 WO 2023074323A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
magnetic
magnetic sensor
reaction
magnetic particles
immunological
Prior art date
Application number
PCT/JP2022/037633
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
千裕 万里
直志 板橋
俊郎 斎藤
Original Assignee
株式会社日立ハイテク
マグアレイ，インコーポレイテッド
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 株式会社日立ハイテク, マグアレイ，インコーポレイテッド filed Critical 株式会社日立ハイテク
Publication of WO2023074323A1 publication Critical patent/WO2023074323A1/ja

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/72—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating magnetic variables
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/53—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor
    • G01N33/543—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/50—Chemical analysis of biological material, e.g. blood, urine; Testing involving biospecific ligand binding methods; Immunological testing
    • G01N33/53—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor
    • G01N33/543—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals
    • G01N33/551—Immunoassay; Biospecific binding assay; Materials therefor with an insoluble carrier for immobilising immunochemicals the carrier being inorganic

Definitions

  • the present invention relates to an immunological measurement method and an immunological measurement device.
  • a biomarker is an index that is widely used to understand the genetic background, physiological state, disease state, etc. of a living organism. Immunological measurement methods are known methods for measuring biomarkers.
  • FIG. 1 is a diagram showing sandwich ELISA, which is one of known immunological measurement techniques.
  • a capture antibody 102 that binds to a biomarker 103, which is an object to be measured, is immobilized on the surface of a substrate 101 and reacted with the biomarker 103 in the sample.
  • a detection antibody 104 that binds to the biomarker 103 is allowed to react.
  • the detection antibody 104 is labeled in advance with an enzyme 105 or the like.
  • a substrate is added to cause an enzymatic reaction, and the concentration of the biomarker 103 is measured from absorbance and fluorescence signal intensity.
  • Patent Document 1 discloses a method of adding a linker to a capture antibody. This method utilizes the fact that the use of a linker improves the freedom of movement of the capture antibody and increases the probability of capturing the target biomarker.
  • Patent Document 2 discloses a method using a magnetic sensor as a highly sensitive immunological measurement method.
  • a magnetic sensor provided on the substrate in FIG. 1 of Patent Document 2 quantifies the biomarker by detecting the magnetism of the magnetic particles bound to the detection antibody.
  • the magnetic sensor has the characteristic that the closer the distance to the magnetic particles, the better the sensitivity. In other words, the sensitivity of the magnetic sensor deteriorates as the distance between the magnetic sensor and the magnetic particles to be measured increases.
  • the present invention was made to solve such problems, and an object of the present invention is to provide an immunological measurement method and an immunological measurement device that detect biomarkers with higher sensitivity using a magnetic sensor.
  • An example of the immunological measurement method according to the present invention is A reaction step in which a measurement target sample is introduced into a solution bath in which a linker is immobilized on a magnetic sensor and reacted, wherein the measurement target sample includes a capture antibody, a biomarker as a measurement target, and a detection a reaction step comprising an antibody and magnetic particles, wherein the magnetic particles bind to the detection antibody; an approaching step of bringing the magnetic particles closer to the magnetic sensor; a measuring step of measuring a signal of the measurement object sample using a magnetic sensor after execution of the approaching step is started; have
  • An example of an immunoassay device is A reaction means for introducing a measurement target sample into a solution bath in which a linker is immobilized on a magnetic sensor and reacting it, wherein the measurement target sample includes a capture antibody, a biomarker as a measurement target, and a detection a reaction means comprising an antibody and magnetic particles, said magnetic particles binding to said detection antibody; an approaching means for bringing the magnetic particles closer to the magnetic sensor; measuring means for measuring a signal of the measurement object sample using a magnetic sensor after the operation of the approaching means is started; have
  • This specification includes the disclosure content of Japanese Patent Application No. 2021-178823, which is the basis of priority of this application.
  • biomarkers can be detected with higher sensitivity using a magnetic sensor.
  • FIG. 1 is a diagram showing a schematic configuration of an immunoassay apparatus according to Example 1.
  • FIG. 4 is a processing flow chart showing part of an immunological measurement method according to Example 1.
  • FIG. 1 is a diagram showing an outline of an immunoassay method according to Example 1.
  • FIG. 4 is a detailed flowchart in Embodiment 1 of step S103 in FIG. 3;
  • 4A and 4B are diagrams showing examples of measurement results according to Example 1.
  • FIG. The figure which shows the result of having confirmed whether the improvement of the magnetic signal strength of FIG. 7 is the effect of air blowing.
  • FIG. 1 is a diagram showing a schematic configuration of an immunoassay apparatus according to Example 1.
  • FIG. 4 is a processing flow chart showing part of an immunological measurement method according to Example 1.
  • FIG. 1 is a diagram showing an outline of an immunoassay method according to Example 1.
  • FIG. FIG. 4 is a detailed flowchart in Em
  • FIG. 4 is a diagram showing the result of confirming whether or not a magnetic signal specific to the target measurement object is detected by Example 1;
  • FIG. 2 is a diagram showing the outline of the configuration of an immunoassay apparatus according to Example 2;
  • FIG. 2 is a diagram showing an outline of an immunological measurement method according to Example 2;
  • FIG. 4 is a detailed flowchart in Example 2 of step S103 in FIG. 3;
  • FIG. 10 is a diagram showing an example of measurement results according to Example 2;
  • FIG. 10 is a diagram showing the result of confirming whether or not a magnetic signal specific to the target object to be measured is detected by Example 2;
  • FIG. 2 is a schematic diagram of a modification of the immunoassay method according to Example 1 or 2;
  • FIG. 10 is a diagram showing the outline of the configuration of an immunoassay apparatus according to Example 3;
  • FIG. 4 is a detailed flowchart in Example 3 regarding step S103 of FIG. 3 ;
  • FIG. FIG. 10 is a diagram showing an example of results when magnetic signal detection is measured over time according to Example 3;
  • FIG. 2 is a diagram showing a schematic configuration of an immunoassay apparatus according to Example 1.
  • the immunological measurement apparatus includes a magnetic measurement device 1, a control section 2, a computer 3 (such as a PC), and a flow control mechanism 4 (mechanism for controlling the direction of flow in the solution).
  • FIG. 3 is a processing flowchart showing part of the immunological measurement method according to Example 1
  • FIG. 4 shows an outline of the immunological measurement method according to Example 1.
  • An immunoassay device performs an immunoassay by executing this method.
  • the magnetic sensor 11 (FIG. 4) is set in the magnetic measurement device 1 before the measurement operation by the magnetic measurement device 1 is started.
  • a capture antibody 13 that binds to an object to be measured is immobilized on the magnetic sensor 11 .
  • a linker 12 is attached in advance to the capture antibody 13 , and is immobilized on the magnetic sensor 11 (for example, on the substrate surface of the magnetic sensor 11 ) via the linker 12 .
  • the magnetic sensor 11 is a device that generates a signal (for example, an electrical signal) according to magnetic particles that are close to the sensor.
  • Magnetic sensor 11 includes, but is not limited to, a giant magnetoresistive (GMR) device.
  • GMR devices include, but are not limited to, spin valve detectors and magnetic tunnel junction (MTJ) detectors.
  • the linker 12 binds the capture antibody 13 so that the distance to the magnetic sensor 11 is variable, as will be described later with reference to FIG.
  • linker 12 for example, chemical substances (eg, polyethylene glycol (PEG) or lysine), nucleotides (eg, DNA or RNA), and the like can be used.
  • chemical substances eg, polyethylene glycol (PEG) or lysine
  • nucleotides eg, DNA or RNA
  • the magnetic measurement device 1 introduces a measurement object sample into the solution bath and causes it to react. That is, the magnetic measuring device 1 functions as reaction means.
  • the linker 12 is immobilized on the magnetic sensor 11 in the solution bath as described above.
  • the measurement object sample includes capture antibody 13 , measurement object 14 (biomarker), detection antibody 15 , and magnetic particles 16 .
  • step S100 the measurement object 14 of the measurement object sample is added to the solution bath.
  • Capture antibody 13 captures measurement object 14 .
  • the solution may be stirred in order to improve the capture rate of the measurement object 14 by the capture antibody 13 .
  • Existing methods such as horizontal stirring, vertical stirring, rotary stirring, ventilation stirring, and ultrasonic stirring may be used as the stirring method.
  • step S101 the detection antibody 15 is added, and the detection antibody 15 is allowed to react with the measurement object 14.
  • the solution may be stirred in order to improve the reaction efficiency.
  • Existing methods such as horizontal stirring, vertical stirring, rotary stirring, ventilation stirring, and ultrasonic stirring may be used as the stirring method.
  • step S102 the magnetic particles 16 are added, and the magnetic particles 16 are reacted with the detection antibody 15. Thereafter, processing such as magnetic signal detection is performed in step S103.
  • processing such as magnetic signal detection is performed in step S103.
  • step S103 is shown after step S102 in FIG. 3, the magnetic signal detection process may be started before step S102 is executed, and may be continuously executed before and after step S102.
  • the magnetic particles 16 may be ferromagnetic or paramagnetic, and can be made of various magnetic materials such as ferrite and alnico.
  • the magnetic particles 16 are configured to bind the detection antibody 15 , although the analyte sample may comprise a binding member that binds the detection antibody 15 and the magnetic particles 16 .
  • a binding member for example, biotin-(strept)avidin, biotin-anti-biotin antibody, or the like may be used to label the detection antibody 15 and magnetic particles 16 in advance using an existing method. In the example of Figure 4, biotin 18 and anti-biotin antibody 19 are used.
  • FIG. 5 shows a detailed flowchart in the first embodiment for step S103 in FIG.
  • step S103 includes steps S103a to S103c.
  • step S103a the flow control mechanism 4 (FIG. 2) operates according to the control of the control unit 2, and air blowing is started.
  • Step S103a is a step of bringing the magnetic particles 16 closer to the magnetic sensor 11 (approaching step).
  • the control unit 2 and the flow control mechanism 4 function as approaching means.
  • step S103a includes a step of controlling the flow direction of the reaction solution (i.e., the solution during or after the reaction in the solution bath), and in particular, the step of blowing air to the liquid surface of the reaction solution. have.
  • the airflow generated by the blowing comes into contact with the surface of the reaction solution as shown in FIG. 6(a), thereby causing the reaction solution to flow in the same direction as the airflow.
  • the air blowing direction may be perpendicular to the liquid surface, and even in that case, the reaction solution can be caused to flow by the air colliding with the liquid surface and then flowing parallel to the liquid surface.
  • a flow solution flow
  • the reaction solution may be stirred (more specifically, rotating stirring, etc.).
  • step S103b is executed.
  • Step S103b is a step (measurement step) of measuring the signal of the measurement object sample using the magnetic sensor 11, whereby the magnetic signal is detected and the measurement object 14 is detected. That is, the magnetic sensor 11 functions as measuring means, and measures the signal of the measurement object 14 after the operation of the approaching means (the control section 2 and the flow control mechanism 4) is started.
  • step S103b does not have to be started after the execution of step S103a is started, and the execution of step S103b may be started first (in that case, after the execution of step S103a is started, The execution of step S103b is continued until at least the time required for the measurement elapses).
  • step S103c After starting execution of step S103b, step S103c is executed, the computer 3 stores the magnetic signal, and displays information indicating the detection result on the screen.
  • the complex 17 linker-capture antibody-target object-detection antibody-magnetic particle complex
  • the magnetic particles 16 approach the magnetic sensor 11 . Therefore, the magnetic sensor 11 can be used to detect the measurement object 14 with higher sensitivity.
  • FIG. 7 shows an example of measurement results according to Example 1. Magnetic signal intensities detected in a stationary state (Fig. 4(a)) without air blowing and in a state with air blowing (Fig. 4(b)) were compared. As a result, it was confirmed that the magnetic signal strength was improved by about 5 times when air was blown as compared with the case of standing still.
  • Fig. 8 shows the result of confirming whether the improvement in the magnetic signal strength in Fig. 7 is due to the effect of blowing air.
  • the magnetic signal intensity reaches a plateau (around 0 to 5 minutes) after blowing air, when the blowing is stopped and the sample is allowed to stand still (around 5 to 10 minutes), the signal intensity decreases. Subsequently, it was found that when the air was blown again (around 10 to 20 minutes), the signal strength returned to a strong state. From this, it was confirmed that the magnetic particles approached the magnetic sensor by air blowing, and the effect of improving the signal intensity was confirmed.
  • Fig. 9 shows the result of confirming whether or not a magnetic signal specific to the target measurement object is detected according to Example 1.
  • the measurement object 14 can be brought closer to the magnetic sensor 11 and detected with higher sensitivity.
  • the linker 12 binds the capture antibody 13 so that the distance to the magnetic sensor 11 is variable, so the measurement object 14 can be easily brought closer to the magnetic sensor 11 .
  • the reaction step includes the step of reacting the detection antibody 15 with the measurement object 14 (step S101) and the step of reacting the detection antibody 15 with the magnetic particles 16 (step S102).
  • Particles 16 can be bound more reliably.
  • a binding member for example, biotin 18 and antibiotin antibody 19
  • magnetic particles 16 can be bound to detection antibody 15 more reliably.
  • the flow control mechanism 4 can simplify the structure of the inside of the solution tank when controlling the direction of the flow of the reaction solution by blowing air, and when controlling the direction of the flow of the reaction solution by stirring, , the flow can be controlled more efficiently.
  • FIG. 10 is a diagram showing a schematic configuration of an immunoassay apparatus according to Example 2.
  • the immunological measuring device includes a magnetic measuring device 21 , a control section 22 , a computer 23 (for example a PC), a solution removing mechanism 24 and a washing mechanism 25 .
  • FIG. 11 shows an outline of the immunological measurement method according to Example 2.
  • the basic processing flow chart is the same as in FIG. 3, and the magnetic measuring device 21 functions as reaction means.
  • FIG. 12 shows a detailed flowchart in Example 2 for step S103 in FIG. In Example 2, step S103 includes steps S103d to S103i.
  • step S103d magnetic signal detection by the magnetic measurement device 21 is started in step S103d.
  • the solution may be stirred after adding the magnetic particles.
  • Existing methods such as horizontal stirring, vertical stirring, rotary stirring, ventilation stirring, and ultrasonic stirring may be used as the stirring method.
  • step S103f it is determined whether or not the reaction of the magnetic particles 16 is finished.
  • a reaction time may be determined in advance for each type of measurement object, or a threshold may be determined for the magnetic signal intensity. That is, the reaction may be terminated when the reaction time reaches or exceeds a predetermined threshold, or the reaction may be terminated when the magnetic signal strength reaches or exceeds a predetermined threshold.
  • step S103g the solution removing mechanism 24 (FIG. 10) operates under the control of the control section 22 to remove the reaction solution. For example, the entire reaction solution is aspirated and removed.
  • Step S103g is a step of bringing the magnetic particles 16 closer to the magnetic sensor 11 (approaching step).
  • the control unit 22 and the solution removing mechanism 24 function as approaching means.
  • the cleaning mechanism 25 may clean the magnetic sensor 11 (more specifically, its surface), and the solution removing mechanism 24 may again suck and remove the entire cleaning liquid. By washing, the magnetic particles 16 that have not reacted can be removed.
  • the cleaning mechanism 25 also functions as an approach means.
  • the washing liquid may be sterilized water or physiological saline such as PBS.
  • the magnetic signal is measured in step S103h.
  • the complex 17 shown in FIG. 11 changes from FIG. 11( a ) to FIG. Therefore, the magnetic sensor 11 can be used to detect the measurement object 14 with higher sensitivity.
  • step S103i is executed, the computer 3 stores the magnetic signal, and displays information indicating the detection result on the screen.
  • FIG. 13 shows an example of measurement results according to Example 2.
  • polyethylene glycol (PEG) was used for the linker 12 in FIG.
  • PEG with a molecular weight of 1K and PEG with a molecular weight of 10K were used for the linker 12, and the magnetic signal intensity was compared with respect to the same measurement object concentration. Since the molecular weights differ by about 10-fold, the length of linker 12 also differs by about 10-fold.
  • FIG. 13(a) shows the magnetic signal intensity before removing the solution (FIG. 11(a)), and FIG. )) shows the magnetic signal strength. From the results, before the removal of the solution (a), the signal intensity was stronger when the linker was short (PEG1K) than when the linker was long (PEG10K), so the magnetic particles were closer to the magnetic sensor. It was confirmed that the magnetic signal strength was strong. In addition, as shown in FIG. 13(b) after removal of the solution, the signal intensity was stronger when the linker was longer (PEG10K) than when the linker was shorter (PEG1K). It was confirmed that a larger number of objects to be measured can be captured by the method, and that removing the solution brings the magnetic particles closer to the magnetic sensor, thereby enabling measurement of strong magnetic signal strength.
  • FIG. 14 shows the result of confirming whether or not a magnetic signal specific to the target object to be measured is detected according to Example 2.
  • PEG10K was used as the linker in this example.
  • Example 2 by removing the reaction solution, the object 14 to be measured can be brought closer to the magnetic sensor 11 and detected with higher sensitivity.
  • FIG. 15 shows an outline of a modification of the immunological measurement method according to Example 1 or Example 2.
  • the basic processing flow chart is the same as in FIG. 3, and the magnetic measuring device 21 functions as reaction means.
  • the magnetic signal intensity obtained by rapidly repeating the state (a) where the magnetic nanoparticles are away from the sensor and the state (b) where the magnetic nanoparticles are near the sensor, (b If the difference between the magnetic signal strengths of ) and (a) is taken as a pure signal, the magnetic signal strength can be obtained with less error due to drift and without the need to use a reference sensor such as a blank (or reference) required for zeroing. become able to. In other words, it can be used for automatic zeroing adjustment and zero drift detection.
  • FIG. 16 is a diagram showing a schematic configuration of an immunoassay apparatus according to Example 3.
  • the immunological measurement device includes a magnetic measurement device 31 , a control section 32 , a computer 33 (for example, a PC), a blower mechanism 34 and a liquid surface detection mechanism 35 .
  • the basic processing flow chart is the same as in FIG. 3, and the magnetic measuring device 31 functions as reaction means.
  • FIG. 17 shows a flowchart in Example 3 for step S103 in FIG.
  • step S103 includes steps S103j to S103n.
  • step S103j the air blowing mechanism 34 operates according to the control of the controller 32 to bring the magnetic particles 16 closer to the magnetic sensor 11.
  • Step S103j is a step of bringing the magnetic particles 16 closer to the magnetic sensor 11 (approaching step).
  • the control unit 32 and the air blowing mechanism 34 function as approach means.
  • the measurement object 14 can be detected with higher sensitivity using the magnetic sensor.
  • step S103j (approaching step) includes a step of promoting evaporation of the reaction solution.
  • the step of accelerating the evaporation of the reaction solution is not limited to air blowing as in this embodiment.
  • it may involve heating or chemical treatment.
  • blowing, heating, or chemical treatment in an unsealed solution bath may promote evaporation.
  • the evaporation may not be promoted if the solution tank is sealed.
  • step S103j After the execution of step S103j is started, detection of the magnetic signal is started in step S103k. After the execution of step S103k is started, step S103l is executed, and the magnetic signal is stored in the computer 33 and displayed on the screen.
  • step S103m it is determined whether or not to end the reaction.
  • the liquid level detection mechanism 35 (FIG. 16) can make a determination based on whether or not the solution remains in the solution bath. If it is determined that the solution remains, the process returns to step S103j to continue steps S103j and S103k. If it is determined that no solution remains, the process proceeds to step S103n to end the reaction and magnetic signal detection.
  • FIG. 18 shows an example of the results of measuring the magnetic signal detection according to Example 3 over time. The strength of the magnetic signal was stronger with the air blow that accelerated evaporation than with the air that did not. Confirmed to do.
  • Example 3 by accelerating the evaporation of the reaction solution, the object 14 to be measured can be brought closer to the magnetic sensor 11 and detected with higher sensitivity.
  • the immunological measuring devices according to Examples 1 to 3 realize high-sensitivity measurement, so they can contribute to the measurement of low-concentration measurement objects (biomarkers).
  • high-sensitivity measurement since high-sensitivity measurement is realized, it is possible to detect a measurement target contained in a very small amount of sample, and even a sample that is difficult to collect can be measured. In addition, it can contribute to suppressing invasion of living organisms.
  • TAT turnaround time

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Urology & Nephrology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Microbiology (AREA)
  • Cell Biology (AREA)
  • Biotechnology (AREA)
  • Food Science & Technology (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Inorganic Chemistry (AREA)
  • Electrochemistry (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Magnetic Means (AREA)

Abstract

磁気センサを用いてバイオマーカーをより高感度に検出する、免疫学的測定方法および免疫学的測定装置を提供する。　磁気センサ１１にリンカー１２が固定化された溶液槽に、測定対象物試料を導入し、反応させる（反応工程）。測定対象物試料は、キャプチャー抗体１３と、測定対象物１４であるバイオマーカーと、検出抗体１５と、磁性粒子１６とを備える。磁性粒子１６は検出抗体１５と結合する。磁性粒子１６を磁気センサ１１に近付ける（近付け工程）。近付け工程の実行が開始された後に、磁気センサ１１を用いて測定対象物試料について信号を測定する（測定工程）。

Description

免疫学的測定方法および免疫学的測定装置
　本発明は免疫学的測定方法および免疫学的測定装置に関する。
　バイオマーカーは、生命体の遺伝的背景、生理的状態、疾患状態等を把握するのに広く利用されている指標である。バイオマーカーを測定する公知の方法として免疫学的測定方法がある。図１は、公知の免疫学的測定手法のひとつであるサンドウィッチＥＬＩＳＡを示す図である。液中１００において、基板１０１の表面に測定対象物であるバイオマーカー１０３と結合するキャプチャー抗体１０２を固定化し、試料中のバイオマーカー１０３と反応させる。続いて、バイオマーカー１０３と結合する検出抗体１０４を反応させる。検出抗体１０４は予め、酵素１０５などで標識しておく。最後に基質を加えることで酵素反応が起こり、吸光度や蛍光シグナル強度からバイオマーカー１０３の濃度を測定する。
　バイオマーカーは、その濃度自体が低い、バイオマーカーが含まれるサンプル量（体液、培養上清など）が少ない、等の理由から、高感度なバイオマーカー測定方法が必要とされている。高感度化の方法として、例えば、特許文献１には、キャプチャー抗体にリンカーを付加する方法が開示されている。この方法は、リンカーを用いることでキャプチャー抗体の動きの自由度が向上し、目的バイオマーカーを捕捉できる確率が上がることを利用している。
　また特許文献２には、高感度な免疫学的測定方法として、磁気センサを用いた方法が開示されている。特許文献２の図１の基板に設けた磁気センサが、検出抗体に結合した磁性粒子の磁気を検出することによりバイオマーカーを定量する。
特表２００７－５３１８６３号公報 特開２００８－１２８６７７号公報
　しかしながら、従来の技術では、磁気センサを用いた場合に、バイオマーカーの検出感度が限られるという課題があった。
　磁気センサは、磁性粒子との距離が近いほど、感度が向上するという特徴がある。言い換えれば、磁気センサと測定対象の磁性粒子との距離が離れるほど、磁気センサの感度は劣化する。磁気センサを用いた従来の免疫学的測定方法では、とくにキャプチャー抗体にリンカーを付加すると、リンカーによって磁気センサと磁性粒子との距離が長くなるので、バイオマーカーの検出感度を向上させるのが困難となる。
　本発明はこのような課題を解決するためになされたものであり、磁気センサを用いてバイオマーカーをより高感度に検出する、免疫学的測定方法および免疫学的測定装置を提供することを目的とする。
　本発明に係る免疫学的測定方法の一例は、
　磁気センサにリンカーが固定化された溶液槽に、測定対象物試料を導入し、反応させる反応工程であって、前記測定対象物試料は、キャプチャー抗体と、測定対象物であるバイオマーカーと、検出抗体と、磁性粒子とを備え、前記磁性粒子は前記検出抗体と結合する、反応工程と、
　前記磁性粒子を前記磁気センサに近付ける、近付け工程と、
　前記近付け工程の実行が開始された後に、磁気センサを用いて前記測定対象物試料について信号を測定する、測定工程と、
を有する。
　本発明に係る免疫学的測定装置の一例は、
　磁気センサにリンカーが固定化された溶液槽に、測定対象物試料を導入し、反応させる反応手段であって、前記測定対象物試料は、キャプチャー抗体と、測定対象物であるバイオマーカーと、検出抗体と、磁性粒子とを備え、前記磁性粒子は前記検出抗体と結合する、反応手段と、
　前記磁性粒子を前記磁気センサに近付ける、近付け手段と、
　前記近付け手段の動作が開始された後に、磁気センサを用いて前記測定対象物試料について信号を測定する、測定手段と、
を有する。
　本明細書は本願の優先権の基礎となる日本国特許出願番号2021-178823号の開示内容を包含する。
　本発明に係る免疫学的測定方法および免疫学的測定装置によれば、磁気センサを用いてバイオマーカーをより高感度に検出することができる。
従来の免疫学的測定方法の例を示す図。 実施例１に係る免疫学的測定装置の構成の概略を示す図。 実施例１に係る免疫学的測定方法の一部を表す処理フローチャート。 実施例１に係る免疫学的測定方法の概略を示す図。 図３のステップＳ１０３についての実施例１における詳細なフローチャート。 反応溶液の流れの向きの制御を説明する図。 実施例１による測定結果の例を示す図。 図７の磁気信号強度の向上が送風の効果であるのかどうかを確認した結果を示す図。 実施例１により、目的の測定対象物に対して特異的な磁気信号を検出しているかどうかを確認した結果を示す図。 実施例２に係る免疫学的測定装置の構成の概略を示す図。 実施例２に係る免疫学的測定方法の概略を示す図。 図３のステップＳ１０３についての実施例２における詳細なフローチャート。 実施例２による測定結果の例を示す図。 実施例２により目的の測定対象物に対して特異的な磁気信号を検出しているかどうかを確認した結果を示す図。 実施例１または２に係る免疫学的測定方法の変形例の概略を示す図。 実施例３に係る免疫学的測定装置の構成の概略を示す図。 図３のステップＳ１０３についての実施例３における詳細なフローチャート。 実施例３による磁気信号検出を時間の経過とともに測定した場合の結果例を示す図。
　以下、図面に基づいて、本発明の実施例を説明する。
［実施例１］
　図２は実施例１に係る免疫学的測定装置の構成の概略を示す図である。免疫学的測定装置は、磁気測定装置１と、制御部２と、コンピュータ３（たとえばＰＣ等）と、流れ制御機構４（溶液内の流れの向きを制御する機構）とを備える。
　図３は、実施例１に係る免疫学的測定方法の一部を表す処理フローチャートであり、図４は、実施例１に係る免疫学的測定方法の概略を示す。免疫学的測定装置は、この方法を実行することにより免疫学的測定を実行する。
　図３に示すように、磁気測定装置１による測定動作を開始する前に、磁気測定装置１に、磁気センサ１１（図４）をセットする。磁気センサ１１には、測定対象物と結合するキャプチャー抗体１３が固定化されている。キャプチャー抗体１３にはリンカー１２が予め付与されており、リンカー１２を介して磁気センサ１１に（たとえば磁気センサ１１の基板表面に）固定化される。
　なお、磁気センサ１１は、センサに近接する磁性粒子に応じた信号（たとえば電気信号）を生成するデバイスである。磁気センサ１１は、巨大磁気抵抗（ＧＭＲ）デバイスを含むがこれに限定されない。ＧＭＲデバイスは、スピンバルブ検出器及び磁気トンネル接合（ＭＴＪ）検出器を含むが、これらに限定されない。
　リンカー１２は、図４に関連して後述するように、キャプチャー抗体１３を、磁気センサ１１に対する距離が可変となるように結合する。リンカー１２としては、たとえば化学物質（たとえばポリエチレングリコール（ＰＥＧ）またはリジン）、ヌクレオチド（たとえばＤＮＡまたはＲＮＡ）、等を用いることができる。
　この状態で、図３のステップＳ１００以降に示される免疫学的測定方法が開始される。まず、ステップＳ１００～Ｓ１０２（反応工程）において、磁気測定装置１が、溶液槽に測定対象物試料を導入して反応させる。すなわち、磁気測定装置１は反応手段として機能する。
　なお、上述のように溶液槽において磁気センサ１１にリンカー１２が固定化されている。測定対象物試料は、キャプチャー抗体１３と、測定対象物１４（バイオマーカー）と、検出抗体１５と、磁性粒子１６とを備える。
　まずステップＳ１００では、測定対象物試料のうち測定対象物１４を溶液槽に添加する。キャプチャー抗体１３が測定対象物１４を捕捉する。なお、添加後、キャプチャー抗体１３による測定対象物１４の捕捉率を向上させるために、溶液を撹拌しても良い。撹拌方法は水平撹拌、垂直撹拌、回転撹拌、送風撹拌、超音波撹拌など、既存の方法を用いれば良い。
　続けて、ステップＳ１０１では、検出抗体１５を添加し、測定対象物１４に検出抗体１５を反応させる。なお、検出抗体１５の添加後、反応効率を向上させるために、溶液を撹拌しても良い。撹拌方法は水平撹拌、垂直撹拌、回転撹拌、送風撹拌、超音波撹拌など、既存の方法を用いれば良い。
　次に、ステップＳ１０２で、磁性粒子１６を添加し、検出抗体１５に磁性粒子１６を反応させる。その後、ステップＳ１０３で磁気信号検出等の処理を行う。なお、図３ではステップＳ１０３はステップＳ１０２の後に記載しているが、磁気信号の検出処理がステップＳ１０２の実行前に開始され、ステップＳ１０２の前後にわたって継続的に実行されてもよい。
　磁性粒子１６は、強磁性であっても常磁性であっても良く、フェライトやアルニコなど、種々の磁性材料からなるものが適用可能である。磁性粒子１６は検出抗体１５と結合するよう構成されるが、測定対象物試料は、検出抗体１５および磁性粒子１６を結合する結合要素を備えてもよい。結合要素として、たとえば、ビオチン－（ストレプト）アビジン、ビオチン－抗ビオチン抗体などの既存の方法を用いて、予め検出抗体１５および磁性粒子１６に標識処理しておけば良い。図４の例では、ビオチン１８およびアンチビオチン抗体１９が用いられている。
　図５には、図３のステップＳ１０３について、実施例１における詳細なフローチャートを示す。実施例１において、ステップＳ１０３は、ステップＳ１０３ａ～ステップＳ１０３ｃを含む。
　図３のステップＳ１０２において磁性粒子１６が添加された後、ステップＳ１０３ａにおいて、制御部２の制御に従って流れ制御機構４（図２）が動作し、送風が開始される。
　ステップＳ１０３ａは、磁性粒子１６を磁気センサ１１に近付ける工程（近付け工程）である。ここで、制御部２および流れ制御機構４は近付け手段として機能する。本実施例では、ステップＳ１０３ａは、反応溶液（すなわち溶液槽内の、反応中または反応後の溶液）の流れの向きを制御する工程を有し、とくに、反応溶液の液面に送風する工程を有する。
　送風によって発生した気流は、図６（ａ）に示すように反応溶液の表面と接触し、これによって反応溶液を気流と同じ方向に流動させる。なお、送風方向は液面に対して垂直であってもよく、その場合であっても、液面に衝突した風がその後液面と平行に流れることにより反応溶液を流動させることができる。また、図６（ｂ）に示すように、反応溶液内に直接的に流れ（溶液流）を発生させてもよい。たとえば、反応溶液を撹拌する（より具体的には回転撹拌する等）ことによってもよい。
　ステップＳ１０３ａの実行が開始された後に（たとえばステップＳ１０３ａが実行されている状態で）、ステップＳ１０３ｂが実行される。ステップＳ１０３ｂは、磁気センサ１１を用いて測定対象物試料について信号を測定する工程（測定工程）であり、これによって磁気信号が検出され、測定対象物１４が検出される。すなわち、磁気センサ１１は測定手段として機能し、近付け手段（制御部２および流れ制御機構４）の動作が開始された後に、測定対象物１４について信号を測定する。
　なお、ステップＳ１０３ｂの実行開始は、ステップＳ１０３ａの実行開始後である必要はなく、ステップＳ１０３ｂの実行が先に開始されていてもよい（その場合には、ステップＳ１０３ａの実行が開始された後、少なくとも測定に必要な時間が経過するまで、ステップＳ１０３ｂの実行が継続されることになる）。
　ステップＳ１０３ｂの実行開始後、ステップＳ１０３ｃが実行され、コンピュータ３が磁気信号を記憶し、検出結果を示す情報を画面に表示する。送風が開始されると、図４に示した複合体１７（リンカー－キャプチャー抗体－目的対象物－検出抗体－磁性粒子複合体）は、図４（ａ）から図４（ｂ）の状態になり、磁性粒子１６が磁気センサ１１に近づくことになる。このため、磁気センサ１１を用いて測定対象物１４をより高感度に検出することができる。
　図７には、実施例１による測定結果の例を示す。送風を実施しない静置状態（図４（ａ））と送風を実行した状態（図４（ｂ））とで検出した磁気信号強度を比較した。その結果、送風した場合は静置の場合と比較して約５倍、磁気信号強度が向上することを確認した。
　図８には、図７の磁気信号強度の向上が送風の効果であるのかどうかを確認した結果を示す。送風を実行し、磁気信号強度がプラトーに達した状態（０分～５分前後）で、送風を止め静置状態（５分～１０分前後）にすると、信号強度が低下する。続けて、再度、送風を実行すると（１０分～２０分前後）、強い信号強度状態に戻ることが分かった。これより、送風により磁性粒子が磁気センサに近付き、信号強度が向上する効果を確認した。
　ここで、図４で示した反応溶液中には、検出抗体と反応せずに浮遊している磁性粒子も多く存在している。そのため、送風によって浮遊している磁性粒子も磁気センサに近付き、非特異な磁気信号が測定されるという事態も、原理的には考えられる。
　これに対し、図９は、実施例１により、目的の測定対象物に対して特異的な磁気信号を検出しているかどうかを確認した結果を示す。測定対象物の濃度が異なる測定対象物試料３種類を測定した結果、磁気信号強度は測定対象物の濃度と相関関係にあることを確認し、送風実行下でも特異性を確保できていることを確認した。
　このように、実施例１によれば、反応溶液の流れの向きを制御することによって、測定対象物１４を磁気センサ１１に近付け、より高感度に検出することができる。
　とくに、リンカー１２は、キャプチャー抗体１３を、磁気センサ１１に対する距離が可変となるように結合するので、容易に測定対象物１４を磁気センサ１１に近付けることができる。
　また、反応工程は、測定対象物１４に検出抗体１５を反応させる工程（ステップＳ１０１）と、検出抗体１５に磁性粒子１６を反応させる工程（ステップＳ１０２）とを有するので、測定対象物１４に磁性粒子１６をより確実に結合することができる。とくに、検出抗体１５および磁性粒子１６を結合する結合要素（たとえばビオチン１８およびアンチビオチン抗体１９）を用いるので、検出抗体１５に磁性粒子１６をより確実に結合することができる。
　また、流れ制御機構４は、送風によって反応溶液の流れの向きを制御する場合には、溶液槽内部の構成を簡素化することができ、撹拌によって反応溶液の流れの向きを制御する場合には、より効率的に流れを制御することができる。
［実施例２］
　図１０は実施例２に係る免疫学的測定装置の構成の概略を示す図である。免疫学的測定装置は、磁気測定装置２１と、制御部２２と、コンピュータ２３（たとえばＰＣ）と、溶液除去機構２４と、洗浄機構２５とを備える。
　図１１は実施例２に係る免疫学的測定方法の概略を示す。基本となる処理フローチャートは図３と同じであり、磁気測定装置２１は反応手段として機能する。図１２は、図３のステップＳ１０３について、実施例２における詳細なフローチャートを示す。実施例２において、ステップＳ１０３は、ステップＳ１０３ｄ～Ｓ１０３ｉを含む。
　図３のステップＳ１０２において磁性粒子１６が添加された後、ステップＳ１０３ｄにおいて、磁気測定装置２１による磁気信号検出が開始される。その際、検出抗体１５と磁性粒子１６の反応効率を向上させるために、磁性粒子添加後に溶液を撹拌しても良い。撹拌方法は水平撹拌、垂直撹拌、回転撹拌、送風撹拌、超音波撹拌など、既存の方法を用いれば良い。
　ステップＳ１０３ｄの開始後に処理プロセスはステップＳ１０３ｅに移行し、磁気信号の記憶およびＰＣ画面への表示を実行し、その後、ステップＳ１０３ｆへ移行する。ステップＳ１０３ｆでは、磁性粒子１６の反応を終了するかどうかを判定する。判定には、予め測定対象物の種類ごとに反応時間を定めておいても良いし、磁気信号強度に閾値を定めておくのでも良い。すなわち、反応時間が所定閾値以上となった場合に反応を終了してもよいし、磁気信号強度が所定閾値以上となった場合に反応を終了してもよい。
　反応を終了しない場合は、処理はステップＳ１０３ｄに戻り、磁気信号の検出が継続される。反応を終了する場合、ステップＳ１０３ｇにおいて、制御部２２の制御に従って溶液除去機構２４（図１０）が動作し、反応溶液を除去する。たとえば反応溶液の全量が吸引され除去される。ステップＳ１０３ｇは、磁性粒子１６を磁気センサ１１に近付ける工程（近付け工程）である。ここで、制御部２２および溶液除去機構２４は近付け手段として機能する。
　ステップＳ１０３ｇにおいて、反応溶液を除去した後、洗浄機構２５が磁気センサ１１（より具体的にはその表面）を洗浄し、再度、溶液除去機構２４が洗浄液を全量、吸引し除去してもよい。洗浄することで、反応していない磁性粒子１６を除去することができる。この場合には、洗浄機構２５も近付け手段として機能する。なお、洗浄液は滅菌水およびＰＢＳなどの生理食塩水で良い。
　溶液を除去したあと、ステップＳ１０３ｈにおいて磁気信号を測定する。溶液が除去されると、図１１に示した複合体１７は、図１１（ａ）から図１１（ｂ）の状態になり、磁性粒子１６が磁気センサ１１に近づくことになる。このため、磁気センサ１１を用いて測定対象物１４をより高感度に検出することができる。
　ステップＳ１０３ｈの後、ステップＳ１０３ｉが実行され、コンピュータ３が磁気信号を記憶し、検出結果を示す情報を画面に表示する。
　図１３には、実施例２による測定結果の例を示す。この例では、図１１のリンカー１２にポリエチレングリコール（ＰＥＧ）を用いた。本実験では、リンカー１２に分子量１ＫのＰＥＧと分子量１０ＫのＰＥＧとを用い、同じ測定対象物濃度に対して、どのような磁気信号強度になるのかを比較した。分子量が約１０倍異なるので、リンカー１２の長さも約１０倍異なる。
　図１３（ａ）は溶液を除去する前（図１１（ａ））の磁気信号強度を、図１３（ｂ）は溶液を除去し洗浄後、更に洗浄液も完全に除去した状態（図１１（ｂ））の磁気信号強度を示す。結果より、溶液除去前（ａ）は、リンカーの短い場合（ＰＥＧ１Ｋ）の方が、リンカーの長い場合（ＰＥＧ１０Ｋ）と比較して信号強度が強かったことから、磁性粒子が磁気センサに近い方が磁気信号強度が強いことを確認した。また、溶液除去後の図１３（ｂ）に示すように、リンカーの長い場合（ＰＥＧ１０Ｋ）の方が、リンカーの短い場合（ＰＥＧ１Ｋ）と比較して信号強度が強くなったことから、リンカーの長い方がより多く測定対象物を捕捉でき、なおかつ、溶液を除去することにより磁性粒子が磁気センサに近付くことで、強い磁気信号強度を測定できることを確認した。
　図１４は、実施例２により目的の測定対象物に対して特異的な磁気信号を検出しているかどうかを確認した結果を示す。この例ではリンカーにＰＥＧ１０Ｋを用いた。測定対象物の濃度が異なる測定対象物試料３種類を測定した結果、磁気信号強度は測定対象物の濃度と相関関係にあることを確認し、溶液を除去した状態でも特異性を確保できていることを確認した。
　このように、実施例２によれば、反応溶液を除去することによって、測定対象物１４を磁気センサ１１に近付け、より高感度に検出することができる。
　図１５は実施例１または実施例２に係る免疫学的測定方法の変形例の概略を示す。基本となる処理フローチャートは図３と同じであり、磁気測定装置２１は反応手段として機能する。図１５に示すように、センサから磁性ナノ粒子が離れた状態（ａ）と、センサの近くに磁性ナノ粒子が在る状態（ｂ）を素早く繰返すことにより得られた磁気信号強度から、（ｂ）と（ａ）の磁気信号強度の差を純信号とすれば、ドリフトによる誤差が少なく、またゼロイングに必要なブランク（あるいはリファレンス）といった基準センサを使用する必要なく、磁気信号強度を得ることができるようになる。言い換えれば自動ゼロイング調整、ゼロドリフト検出に活用できる。
［実施例３］
　図１６は実施例３に係る免疫学的測定装置の構成の概略を示す図である。免疫学的測定装置は、磁気測定装置３１と、制御部３２と、コンピュータ３３（たとえばＰＣ）と、送風機構３４と、液面検知機構３５とを備える。基本となる処理フローチャートは図３と同じであり、磁気測定装置３１は反応手段として機能する。
　図１７は、図３のステップＳ１０３について、実施例３におけるフローチャートを示す。実施例３において、ステップＳ１０３は、ステップＳ１０３ｊ～Ｓ１０３ｎを含む。
　図３のステップＳ１０２において磁性粒子１６が添加された後、ステップＳ１０３ｊにおいて、制御部３２の制御に従って送風機構３４が動作し、磁性粒子１６を磁気センサ１１に近付ける。ステップＳ１０３ｊは、磁性粒子１６を磁気センサ１１に近付ける工程（近付け工程）である。ここで、制御部３２および送風機構３４は近付け手段として機能する。
　本実施例でも、実施例１と同様に、送風または撹拌を行うことができる。このため、磁気センサを用いて測定対象物１４をより高感度に検出することができる。
　送風機構３４は、たとえば溶液の表面に向かって垂直方向に実行される。また、本実施例では、ステップＳ１０３ｊにおいて、送風機構３４の送風により、溶液の蒸発が促進される。そして、溶液が蒸発することにより、溶液の体積が減少し、磁性粒子１６はさらに磁気センサ１１に近付けられる。このように、本実施例において、ステップＳ１０３ｊ（近付け工程）は、反応溶液の蒸発を促進する工程を含む。
　なお、反応溶液の蒸発を促進する工程は、本実施例のような送風に限らない。たとえば加熱または化学的処理を伴うものであってもよい。たとえば、送風、加熱または化学的処理を、溶液槽を密閉しない状態で行うと、蒸発が促進される場合がある。一方、たとえば送風を行う場合であっても、溶液槽が密閉されている場合には、蒸発が促進されない場合がある。
　ステップＳ１０３ｊの実行が開始された後に、ステップＳ１０３ｋにおいて磁気信号の検出が開始される。また、ステップＳ１０３ｋの実行が開始された後、ステップＳ１０３ｌが実行され、コンピュータ３３における磁気信号の記憶および画面への表示が実行する。
　ステップＳ１０３ｍでは、反応を終わりにするかどうかを判定する。たとえば、液面検知機構３５（図１６）により、溶液槽内に溶液が残っているか否かに基づいて判定を行うことができる。溶液が残っていると判定された場合は、処理はステップＳ１０３ｊに戻り、ステップＳ１０３ｊおよびＳ１０３ｋが継続される。溶液が残っていないと判定された場合は、ステップＳ１０３ｎに移行し、反応および磁気信号検出を終了する。
　図１８は、実施例３による磁気信号検出を時間の経過とともに測定した場合の結果例を示す。蒸発の促進を伴う送風の方が、蒸発の促進を伴わない送風よりも磁気信号の強度が強かったことから、蒸発の促進を伴いながら送風した方が、より早く測定対象物の測定を可能とすることを確認した。
　このように、実施例３によれば、反応溶液の蒸発を促進することによって、測定対象物１４を磁気センサ１１に近付け、より高感度に検出することができる。
　実施例１～３に係る免疫学的測定装置では、高感度測定を実現するので、濃度が低い測定対象物（バイオマーカー）の測定に貢献できる。また、高感度測定が実現するので、ごくわずかな試料内に含まれる測定対象物の検出を可能とし、採取が困難な試料でも測定することができる。また、生命体への侵襲を抑えることに貢献できる。また、高感度測定を実現するので、ＴＡＴ（ターンアラウンドタイム）の短縮にも貢献できる。
　１…磁気測定装置
　２…制御部
　３…コンピュータ
　４…流れ制御機構
　１１…磁気センサ
　１２…リンカー
　１３…キャプチャー抗体
　１４…測定対象物
　１５…検出抗体
　１６…磁性粒子
　１７…複合体
　１８…ビオチン
　１９…アンチビオチン抗体
　２１…磁気測定装置
　２２…制御部
　２３…コンピュータ
　２４…溶液除去機構
　２５…洗浄機構
　３１…磁気測定装置
　３２…制御部
　３３…コンピュータ
　３４…送風機構
　３５…液面検知機構
　本明細書で引用した全ての刊行物、特許および特許出願はそのまま引用により本明細書に組み入れられるものとする。

Claims (11)

  1. 　磁気センサにリンカーが固定化された溶液槽に、測定対象物試料を導入し、反応させる反応工程であって、前記測定対象物試料は、キャプチャー抗体と、測定対象物であるバイオマーカーと、検出抗体と、磁性粒子とを備え、前記磁性粒子は前記検出抗体と結合する、反応工程と、
    　前記磁性粒子を前記磁気センサに近付ける、近付け工程と、
    　前記近付け工程の実行が開始された後に、磁気センサを用いて前記測定対象物試料について信号を測定する、測定工程と、
    を有する、免疫学的測定方法。
  2. 　請求項１に記載の免疫学的測定方法において、前記近付け工程は、反応溶液の流れの向きを制御する工程を有する、免疫学的測定方法。
  3. 　請求項１に記載の免疫学的測定方法において、前記近付け工程は、反応溶液を除去する工程を有する、免疫学的測定方法。
  4. 　請求項１に記載の免疫学的測定方法において、前記近付け工程は、反応溶液の蒸発を促進する工程を有する、免疫学的測定方法。
  5. 　請求項１に記載の免疫学的測定方法において、
    　前記近付け工程は、
    　反応溶液の流れの向きを制御する工程と、
    　反応溶液の蒸発を促進する工程と、
    を有する、免疫学的測定方法。
  6. 　請求項１に記載の免疫学的測定方法において、前記リンカーは、前記キャプチャー抗体を、前記磁気センサに対する距離が可変となるように前記磁気センサに結合する、方法。
  7. 　請求項１に記載の免疫学的測定方法において、
    　前記反応工程は、
    　前記測定対象物に検出抗体を反応させる工程と、
    　前記検出抗体に前記磁性粒子を反応させる工程と、
    を有する、免疫学的測定方法。
  8. 　請求項１に記載の免疫学的測定方法において、前記測定対象物試料は、さらに、前記検出抗体および前記磁性粒子を結合する結合要素を備える、免疫学的測定方法。
  9. 　請求項２に記載の免疫学的測定方法において、前記反応溶液の流れの向きを制御する前記工程は、前記反応溶液の液面に送風する工程を有する、免疫学的測定方法。
  10. 　請求項２に記載の免疫学的測定方法において、前記反応溶液の流れの向きを制御する前記工程は、前記反応溶液を撹拌する工程を有する、免疫学的測定方法。
  11. 　磁気センサにリンカーが固定化された溶液槽に、測定対象物試料を導入し、反応させる反応手段であって、前記測定対象物試料は、キャプチャー抗体と、測定対象物であるバイオマーカーと、検出抗体と、磁性粒子とを備え、前記磁性粒子は前記検出抗体と結合する、反応手段と、
    　前記磁性粒子を前記磁気センサに近付ける、近付け手段と、
    　前記近付け手段の動作が開始された後に、磁気センサを用いて前記測定対象物試料について信号を測定する、測定手段と、
    を有する、免疫学的測定装置。
PCT/JP2022/037633 2021-11-01 2022-10-07 免疫学的測定方法および免疫学的測定装置 WO2023074323A1 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2021-178823 2021-11-01
JP2021178823 2021-11-01

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2023074323A1 true WO2023074323A1 (ja) 2023-05-04

Family

ID=86159300

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2022/037633 WO2023074323A1 (ja) 2021-11-01 2022-10-07 免疫学的測定方法および免疫学的測定装置

Country Status (1)

Country Link
WO (1) WO2023074323A1 (ja)

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH09210998A (ja) * 1996-01-25 1997-08-15 Bayer Ag 同時サンドイツチイムノアツセイにおいてアツセイ範囲を拡大し、フツク効果を回避する方法、および対応する試験キツト
JP2008128677A (ja) * 2006-11-16 2008-06-05 Tokyo Institute Of Technology バイオセンサ用マーカ、バイオセンサ、及びバイオセンサ用マーカ検出方法
JP4240303B2 (ja) * 2002-01-29 2009-03-18 旭化成株式会社 バイオセンサ、磁性分子測定方法、及び、測定対象物測定方法
JP2009085753A (ja) * 2007-09-28 2009-04-23 Sysmex Corp サンドイッチイムノアッセイ法
US20100148768A1 (en) * 2007-03-07 2010-06-17 Ulrich Schwarz Methods and apparatus for particle detection
JP2013015533A (ja) * 2005-05-02 2013-01-24 Bioscale Inc 音響デバイスを用いてアナライトを検出する方法及び装置
JP2020504813A (ja) * 2016-12-09 2020-02-13 アボット ポイント オブ ケア インコーポレイテッド 感度範囲拡大のためのイムノアッセイと磁気イムノアッセイの複合システムおよび装置

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH09210998A (ja) * 1996-01-25 1997-08-15 Bayer Ag 同時サンドイツチイムノアツセイにおいてアツセイ範囲を拡大し、フツク効果を回避する方法、および対応する試験キツト
JP4240303B2 (ja) * 2002-01-29 2009-03-18 旭化成株式会社 バイオセンサ、磁性分子測定方法、及び、測定対象物測定方法
JP2013015533A (ja) * 2005-05-02 2013-01-24 Bioscale Inc 音響デバイスを用いてアナライトを検出する方法及び装置
JP2008128677A (ja) * 2006-11-16 2008-06-05 Tokyo Institute Of Technology バイオセンサ用マーカ、バイオセンサ、及びバイオセンサ用マーカ検出方法
US20100148768A1 (en) * 2007-03-07 2010-06-17 Ulrich Schwarz Methods and apparatus for particle detection
JP2009085753A (ja) * 2007-09-28 2009-04-23 Sysmex Corp サンドイッチイムノアッセイ法
JP2020504813A (ja) * 2016-12-09 2020-02-13 アボット ポイント オブ ケア インコーポレイテッド 感度範囲拡大のためのイムノアッセイと磁気イムノアッセイの複合システムおよび装置

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
MANRI, CHIHIRO ET AL.: "Intermolecular interaction analysis technology using magnetic measurement", PROGRAMS AND LECTURE ABSTRACTS OF ANNUAL MEETING OF THE JAPANESE BIOCHEMICAL SOCIETY, vol. 93, 2020, XP009546610 *

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US10151750B2 (en) Magnetic and/or electric label assisted detection system and method
JP2013503352A (ja) 統合されたサンプル調製及び検体検出
JP5214982B2 (ja) 検査装置
JP2008544246A5 (ja)
WO2008001868A1 (en) Kit for detection/quantification of analyte, and method for detection/quantification of analyte
JP2008249361A (ja) 表面プラズモンセンサーおよび免疫学的測定方法
US20130122485A1 (en) Method of analyzing biomaterials using a magnetic bead
EP2960651B1 (en) Bioanalysis device and biomolecule analyser
CN101490576A (zh) 磁传感器装置
JP5005511B2 (ja) 非特異反応を減少させた免疫診断薬
JP6673357B2 (ja) 検出システム、検出装置および検出方法
WO2009084596A1 (ja) 検出対象の検出方法及び定量方法
JP6389248B2 (ja) 液体試料中の分析物を検出する電気化学発光法および分析システム
US10571464B2 (en) Detecting an analyte and determining the concentration of an analyte using magnetizable beads
US20080309323A1 (en) Method for biochemical analysis
Liu et al. Photografted poly (methyl methacrylate)-based high performance protein microarray for hepatitis B virus biomarker detection in human serum
WO2023074323A1 (ja) 免疫学的測定方法および免疫学的測定装置
JP2011506923A (ja) バイオセンサ用磁気洗浄
TW201403046A (zh) 用於偵測有興趣的標的物之感測器
US20160313314A1 (en) Immunoassay detection device
Chen et al. Osmotic processor for enabling sensitive and rapid biomarker detection via lateral flow assays
RU2397243C1 (ru) Способ определения патогенных микроорганизмов
KR102395605B1 (ko) 분석물질 검출장치 및 이를 이용한 검출방법
Gu et al. Gold nanomaterial hybrid on PEGylated metal oxide interdigitated mini-electrode surface to diagnose prostate cancer
JP6228206B2 (ja) タンパク質特異的な光検出

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: 22886653

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1