CN103424554A - 光波导型测定系统以及糖化血红蛋白的测定方法 - Google Patents

Abstract

本发明提供光波导型测定系统以及糖化血红蛋白的测定方法。实施方式的光波导型测定系统具有：第1光波导；第1物质，固定在上述第1光波导上，能够与糖化血红蛋白特异性结合；固定有第2物质的多个第1磁性微粒子，该第2物质能够在上述第1物质能与上述糖化血红蛋白特异性结合的部位以外的部位与上述糖化血红蛋白特异性结合。并且，光波导型测定系统具有：第1磁场施加部，设在上述第1光波导的上方，能够使上述多个第1磁性微粒子中的至少一个因磁力而移动；第1光源，能够使光向上述第1光波导入射；第1受光元件，能够接收从上述第1光波导出射的光。

Description

光波导型测定系统以及糖化血红蛋白的测定方法

本申请要求2012年5月16日申请的在先日本专利申请第2012-112871号的优先权，其整体内容通过引用的方式包含在本发明中。

技术领域

本发明涉及光波导型测定系统以及糖化血红蛋白的测定方法。

背景技术

HbA1c（糖化血红蛋白）是血液中的糖进入红血球后与血红蛋白不可逆地结合而生成的，反映了过去1～2个月的血液中的平均血糖值。因此，HbA1c作为糖尿病的筛查检查及掌握糖尿病患者的血糖管理状态等的糖尿病诊断的指标而被广发利用。

作为HbA1c的测定方法，有乳胶凝聚法及利用蛋白酶的方法。乳胶凝聚法虽然操作简便，但为了测定体积（bulk）的浊度，装置变得大型，并且有在灵敏度方面劣于其他方法的情况。此外，在利用蛋白酶的方法中，仅将HbA1c的糖化部分通过蛋白酶提取而测定。因此伴随复杂的前处理。近来，高速液相色谱（HPLC）法正在成为标准，但该方法成本高，装置也大型，并伴随复杂的处理。

发明内容

本发明的实施方式的目的在于，提供一种能够简便且高精度地测定HbA1c的光波导型测定系统以及糖化血红蛋白的测定方法。

实施方式的光波导型测定系统具有：第1光波导，固定有能够与糖化血红蛋白特异性结合的第1物质；第2物质，能够在上述第1物质能与上述糖化血红蛋白特异性结合的部位以外的部位与上述糖化血红蛋白特异性结合；以及固定有上述第2物质的多个第1磁性微粒子。并且，上述光波导型测定系统具有：第1磁场施加部，设在上述第1光波导的上方，能够使上述多个第1磁性微粒子中的至少一个因磁力而移动；第1光源，能够使光向上述第1光波导入射；以及第1受光元件，能够接收从上述第1光波导出射的光。

根据上述结构，能够简便且高精度地测定HbA1c。

附图说明

图1A及图1B是第1实施方式的光波导型测定系统的剖面示意图，图1A是表示光波导型测定系统的整体的剖面示意图，图1B是将被固定在光波导型测定系统的光波导上的第1物质附近扩大后的剖面示意图。

图2是HbA1c的概念图。

图3A～图3C是磁性微粒子的示意图，图3A是用来例示磁性微粒子的外观的示意图，图3B及图3C是用来例示磁性微粒子的剖面的剖面示意图。

图4A～图4D是表示第1实施方式的对检测体溶液中的糖化血红蛋白进行测定的方法的工序图。

图5是第2实施方式的光波导型测定系统的剖面示意图。

图6A～图6C是表示第2实施方式的对检测体溶液中的糖化血红蛋白进行测定的方法的工序图。

图7是第3实施方式的光波导型测定系统的剖面示意图。

图8A～图8C是表示第3实施方式的对检测体溶液中的糖化血红蛋白进行测定的方法的工序图。

图9A及图9B是第4实施方式的光波导型测定系统的示意图，图9A是平面示意图，图9B是沿图9A的A-B线的位置的剖面示意图。

具体实施方式

以下，参照附图对实施方式进行说明。在以下的说明中，对同一部件附加同一符号。

图1A及图1B是第1实施方式的光波导型测定系统的剖面示意图，图1A是表示光波导型测定系统的整体的剖面示意图，图1B是将被固定在光波导型测定系统的光波导上的第1物质附近扩大后的剖面示意图。

第1实施方式的光波导型测定系统30具备：光波导3（第1光波导）；第1物质6，被固定在光波导3上的规定区域（后述的感应区101），能够与糖化血红蛋白特异性结合；第2物质13；多个磁性微粒子9（第1磁性微粒子）；液体（水、有机溶剂）等分散介质25（第1分散介质）。在多个磁性微粒子9中的各个磁性微粒子9上固定有第2物质13。第2物质13能够在第1物质6能与糖化血红蛋白特异性结合的部位以外的部位与糖化血红蛋白特异性结合。在分散介质25中分散有多个磁性微粒子9，分散介质25与第1物质6相接。

此外，光波导型测定系统30设在光波导3的上方，具备：磁场施加部10（第1磁场施加部），能够通过磁力使多个磁性微粒子9中的至少一个在分散介质25中移动；光源7（第1光源），使光从上述规定区域外向光波导3入射；受光元件8（第1受光元件），能够接收从上述规定区域外的光波导3出射的光。从光源7发出的光作用于上述规定区域。磁场施加部10能够施加磁场，该磁场使多个磁性微粒子9中的至少一个向远离光波导3的方向移动。

此外，光波导型测定系统30具备：支撑光波导3的基板1；设在光波导3内的光栅2a、2b（入射侧光栅2a及出射侧光栅2b）；对光波导3的表面进行保护的保护膜4；设在光波导3上的框5。光栅2a、2b由与基板1相比具有更高折射率的材料形成。具有平面的光波导3形成于含有光栅2a、2b的基板1主面。保护膜4覆盖在光波导3上。保护膜4例如是具有低折射率的树脂膜。在保护膜4设有开口部，使位于光栅2a、2b间的光波导3的表面的一部分露出。开口部例如能够做成矩形，在该开口部中露出的光波导3的表面成为感应区（sensing area）101。在被光波导3和框5包围的空间中填充有分散介质25。填充了分散介质25的部分也可以称作反应空间102。

在感应区101，第1物质6被固定在光波导3上。感应区101从保护膜4露出。框5形成在保护膜4上并将感应区101包围。此外，光波导型测定系统30中，将包含光波导3、第1物质6、固定有第2物质13的多个磁性微粒子9的结构作为光波导型传感芯片100。光波导型传感芯片100可从光波导型测定系统30拆下而搬运自如。并且，光波导型测定系统30还具备对光源7、受光元件8以及磁场施加部10分别进行控制的控制部20。

作为光波导3，例如能够使用平面光波导。光波导3的材料例如是热硬化性树脂、光硬化性树脂以及无碱玻璃中的任一种。所谓热硬化性树脂或光硬化性树脂，例如是酚醛树脂、环氧树脂以及丙烯树脂中的任一种。详细而言，光波导3的材料是具有对规定的光的透射性的材料，例如优选的是与基板1相比具有更高的折射率的材料。

此外，在作为检测面的感应区101，第1物质6的固定化例如通过感应区101的与光波导3的表面之间的疏水性相互作用或共有结合来进行。例如，第1物质6通过基于硅烷偶联剂的疏水化处理而被固定在感应区101。或者也可以是，在感应区101形成官能团，使适当的连接分子作用而通过化学结合进行固定。作为第1物质6，例如在检测体溶液中的糖化血红蛋白是抗原的情况下能够使用其抗体（一抗）。

此外，与检测体溶液中的糖化血红蛋白特异性反应的第2物质13例如通过物理吸附或经由羧基、氨基等的化学结合而被固定在磁性微粒子9的表面。固定有第2物质13的磁性微粒子9分散到固定有第1物质6的感应区101并被保持。磁性微粒子9的分散、保持例如通过将含有磁性微粒子9及水溶性物质的浆料涂覆到感应区101或与感应区101相对的面（未图示）并干燥而形成。或者，磁性微粒子9也可以分散在液体中并保持在反应空间102以外的空间或容器等（未图示）中。

光源7向上述的光波导型传感芯片100照射光。光源7例如是红色激光二极管。从光源7入射的光利用入射侧光栅2a而衍射，并在光波导3内传播。然后，利用出射侧光栅2b而衍射并出射。从出射侧光栅2b出射的光被受光元件8接收，测定光强度。受光元件8例如是光电二极管。比较入射的光和出射的光的强度，测定光的吸收率，从而测定磁性微粒子9的量。并且，根据所测定的磁性微粒子9的量，求出检测体溶液中的抗原浓度。关于根据所测定的磁性微粒子9的量求出检测体溶液中的抗原浓度的详细内容在后面叙述。

磁场施加部10对光波导型传感芯片100施加磁场。磁场施加部10生成磁场并将生成的磁场施加于光波导型传感芯片100，从而使磁性微粒子9根据磁场移动。磁场施加部10从磁性微粒子9来看配置在与光波导3所在的方向相反的方向。在第1实施方式中，磁场施加部10设置在图1中的上方。磁场施加部10具有例如磁铁或电磁铁。为了动态调整磁场强度，优选采用电磁铁以电流进行调整的方法，但也可以是，采用铁氧体磁铁等，通过磁铁本身的强度、距光波导型传感芯片100的距离来调整磁场强度。

例如，将铁氧体磁铁配置在光波导型传感芯片100的上方，使磁铁与光波导型传感芯片100之间存在间隔并改变其厚度，从而能够调整磁场强度。此外，也可以是，利用直线电机（linear motor）等驱动器，使铁氧体磁铁与光波导型传感芯片100之间的相对位置变化来调整磁场强度。

在采用电磁铁的情况下，从磁性微粒子9来看将线圈配置在与沉降方向（光波导3的方向）相反的一侧，对该线圈施加电流即可，通过改变电流值能够调整磁场强度。

在第1实施方式中，利用磁场施加部10对磁性微粒子9施加磁场，从而能够将不因抗原抗体反应而吸附于感应区101的磁性微粒子9从感应区101拉开。由此，能够测定仅因通过抗原抗体反应经糖化血红蛋白结合于感应区101的磁性微粒子9而引起的吸光度，能够降低测定误差。

此时，作为磁性微粒子9，优选采用具有当停止施加磁场时迅速失去磁化的超顺磁性的材料。由此，当施加了磁场时即使磁性微粒子9彼此因磁化而凝聚，也能够通过停止磁场的施加来使磁性微粒子9再分散。例如，在检测体溶液中不存在糖化血红蛋白的情况下即使施加磁场，也有磁性微粒子9的凝聚物被生成并难以从感应区101剥离的情况。这样的磁性微粒子9的凝聚物成为测定误差的主要原因。该情况下，若使磁性微粒子9具有超顺磁性，则能够抑制磁性微粒子9的凝聚，因此能够抑制测定误差的发生。

此外，为了进一步提高在停止了磁场的施加时的再分散性，可以使磁性微粒子9的表面具有正或负的电荷。或者，也可以向磁性微粒子9的分散介质中添加界面活性剂等分散剂。

并且，在第1实施方式中，能够利用磁场施加部10将自然沉降了的磁性微粒子9向上方拉回。通过重复磁性微粒子9的自然沉降和磁场施加部10的向上方的拉回，能够搅拌检测体溶液和磁性微粒子9。由此，促进经检测体溶液所含的抗原（糖化血红蛋白）的磁性微粒子9与感应区101之间的抗原抗体反应引起的结合，能够以更短时间得到高的检测灵敏度。因此，在糖化血红蛋白为低浓度的情况下，能够提高检测灵敏度。

若使磁性微粒子9的表面具有正或负的电荷、或添加界面活性剂等分散剂，则当停止了磁场的施加时磁性微粒子9容易再分散，搅拌进一步促进。由此，检测灵敏度进一步提高。

此外，糖化血红蛋白中的血红蛋白（Hb）存在于红血球中，例如已知在肺中与氧结合。其中，以成人血红蛋白而被公知的HbA（血红蛋白A）具有由两个α亚基（subunit）和两个β亚基构成的四聚体结构。β亚基是HbA特有的。α亚基由141个氨基酸构成，β亚基由146个氨基酸构成。HbA（α2β2）的分子量约为64500。

所谓糖化血红蛋白，是血红蛋白结合了Glc（葡萄糖）、Fru（果糖）、Suc（蔗糖）、Mal（麦芽糖）等糖后的结构。

此外，HbA1（血红蛋白A1）是在HbA的β链结合了Glc（葡萄糖）、磷酸化糖（リン酸化糖）等后的结构。并且，在HbA1的β链N末端（Val（缬氨酸））结合了Glc（葡萄糖）后的结构是HbA1c（血红蛋白A1c）。

图2是HbA1c的概念图。

如图2所示，HbA1c具有两个α亚基和两个β亚基。在HbA1c中，在HbA1的β链N末端结合有Glc（葡萄糖）。

HbA1c相应于血糖而糖化，并被积累直到红血球的寿命终结。因此，HbA1c的值与从红血球产生时开始到当前为止的血糖值成比例，反映过去1～2个月的平均血糖值。

另外，作为第1物质6，选择HbA1c的β链N末端的糖肽（glycosylatedpeptide）作为抗原的单克隆抗体。作为第2物质13，选择HbA1c的β链N末端的糖肽以外的HbA1c作为抗原的单克隆抗体、或者HbA1c的β链N末端的糖肽以外的HbA1c的β亚基作为抗原的单克隆抗体。关于第1物质6和第2物质13的作用在后面叙述。

糖肽是果糖基肽（fructosyl peptide），更具体而言，是Fru（果糖）－Val（缬氨酸）－His（组氨酸）－Leu（亮氨酸）－Thr（苏氨酸）－Pro（脯氨酸）－Glu（谷氨酸）。

图3A～图3C是磁性微粒子的示意图，图3A是用来例示磁性微粒子的外观的示意图，图3B及图3C是用来例示磁性微粒子的剖面的剖面示意图。

在说明磁性微粒子9的具体结构前，对其概要进行说明。

磁性微粒子9在感应区101上以分散状态保持，或保持在其他空间或容器等（未图示）中。这里，所谓“在感应区上磁性微粒子以分散状态保持”是指，磁性微粒子9在感应区101的上方直接或间接地以分散状态保持。作为“磁性微粒子在感应区101上方间接地分散”的形态，例如可以举出磁性微粒子9在感应区101的表面经阻挡（blocking）层而分散的形态。

阻挡层例如包含聚乙烯醇、牛血清白蛋白（BSA）、聚乙二醇、磷脂聚合物（phospholipid polymer）、明胶、酪蛋白、糖类（例如蔗糖、海藻糖）、合成聚合物那样的水溶性物质。

作为其他例子，可以举出磁性微粒子9在感应区101的上方隔出空间而配置的形态。例如可以是，配置与感应区101相对的支撑板（未图示），在该支撑板与感应区101相对的面，磁性微粒子9以分散状态保持。

该情况下，优选的是磁性微粒子9以干燥或半干燥状态保持。另外，虽然当与检测体溶液等分散介质相接时容易再分散是优选的，但并不一定要求以干燥或半干燥状态保持的形态是完全的分散状态。在保持在其他空间或容器等中的情况下，除了干燥或半干燥状态以外，也可以是在分散介质中分散了的状态、在分散介质中沉降了的状态等。

对磁性微粒子9的具体结构进行说明。

如图3A所示，在磁性微粒子9的表面固定有第2物质13。例如，在检测体溶液中的糖化血红蛋白是抗原的情况下，第2物质13能够采用抗体（二抗）。

该情况下，如图3B所示，可以是用高分子材料9b将磁性纳米微粒子9a覆盖了的磁性微粒子9，如图3C所示，可以是具有芯9c和将芯9c覆盖的壳9d的磁性微粒子9。

芯9c可以由高分子材料形成。壳9d可以由高分子材料形成，并包含磁性纳米微粒子9a。

或者，也可以是由磁性体构成的微粒子本身，该情况下优选具有使微粒子表面结合测定对象识别物质的官能团。作为磁性微粒子9使用的磁性体材料，例如可以举出γ－Fe₂O₃等各种铁氧体类等。该情况下，优选使用具有当停止磁场的施加时迅速失去磁性的超顺磁性的材料。

通常，超顺磁性是由数10nm（纳米）以下的纳米微粒子引起的现象。另一方面，产生光散射的微粒子的大小需要在数100nm以上。因此，作为第1实施方式的磁性微粒子9，图3B或图3C所示那样的、将磁性纳米微粒子9a用高分子材料9b等包覆的结构是适宜的。

此外，通常，关于折射率，高分子材料多为1.5～1.6，铁氧体类是3.0左右。此外，当磁性微粒子9位于光波导3的表面附近时，折射率越高越容易散射光。因此，可以认为，在磁性微粒子9的表面附近分布有折射率高的磁性纳米微粒子9a能够以更高灵敏度检测。

如图3B所示，仅将磁性纳米微粒子9a用高分子材料9b覆盖的磁性微粒子9中，磁性纳米微粒子9a分布于微粒子整体。因此，从检测灵敏度的观点来看，如图3C所示那样，采用芯－壳型的磁性微粒子9、使壳9d高密度地包含磁性纳米微粒子9a的结构是适宜的。

磁性微粒子9的粒径优选在0.05μm（微米）以上、200μm以下。若粒径小于0.05μm，则光的散射率降低。此外，若粒径大于200μm，则存在以下情况，即：第2物质13与糖化血红蛋白的反应率降低、或即使施加磁力也由于磁性微粒子9自身的自重从而磁性微粒子9不充分移动。进而，为了提高光的散射率和反应性，优选使磁性微粒子9的粒径在0.2μm以上、20μm以下。通过采用该范围的粒径，光的散射率及反应性提高，所以对于用光检测糖化血红蛋白的光波导型测定系统30而言，检测灵敏度提高。

图4是表示对检测体溶液中的糖化血红蛋白进行测定的方法的工序图。

这里，参照图4A～图4D，说明用上述的光波导型测定系统30测定糖化血红蛋白的量的方法。作为糖化血红蛋白，选择HbA1c。在图4A～图4D中，例示了反应空间102中的状态。

作为对检测体溶液中的糖化血红蛋白进行测定的顺序，首先准备分散介质25。该分散介质25中，分散有固定了第2物质13的多个磁性微粒子9，还混合存在有糖化血红蛋白。接着，使分散介质25与光波导3上的第1物质6接触。接着，将从光波导3出射的光的光强度测定为第1光强度。接着，向分散介质25施加磁场。接着，将在施加了磁场后从光波导3出射的光的光强度测定为第2光强度。并且，根据第1光强度与第2光强度的差分来定量糖化血红蛋白。

具体而言，首先，如图4A所示，在分散并保持有磁性微粒子9的光波导3上，导入检测体溶液，使磁性微粒子9再分散。在磁性微粒子9保持在光波导3上以外的空间或其他容器等中的情况下，导入检测体溶液与磁性微粒子9的混合分散液。或者也可以是，首先分开进行磁性微粒子9的分散液的导入和检测体溶液的导入，分别导入磁性微粒子9的分散液和检测体溶液。导入的方法例如可以考虑滴下或流入。

即，使含有HbA1c（14）和固定有与HbA1c（14）特异性结合的第2物质13且具有磁性的磁性微粒子9的分散介质25接触于设在感应区101的第1物质6。

接着，如图4B所示，磁性微粒子9因自重而朝向感应区101沉降。这时，固定于感应区101的第1物质6与HbA1c（14）的β链N末端结合，固定于磁性微粒子9的表面的第2物质13例如与HbA1c的β链N末端的糖肽以外的HbA1c的β亚基结合。该状态表示在图4C中。由此，磁性微粒子9经HbA1c（14）而结合于感应区101。另外，在该阶段，也存在不经HbA1c（14）而吸附于感应区101的磁性微粒子9。

接着，如图4D所示，通过从从磁性微粒子9来看与沉降方向不同的方向（例如上方）施加磁场，使不经HbA1c（14）而吸附于感应区101的磁性微粒子9向与沉降方向不同的方向（例如上方）移动，从而从感应区101除去。即，在感应区101剩余经HbA1c（14）而结合于感应区101的磁性微粒子9。

例如，通过将磁场强度调整为适当的值，能够使因抗原抗体反应而经HbA1c（14）结合于感应区101的磁性微粒子9不从第1物质6拉开，并将不经HbA1c（14）而吸附于感应区101的磁性微粒子9从感应区101除去。

在第1实施方式中，考虑如以下那样求出适当的磁场强度。利用倏逝（evanescent）光等近场光而能够检测的磁性微粒子9的状态根据与感应区101之间的相互作用的强度的差异而能够分类为如下的状态A～状态C。

若按相互作用由强至弱的顺序来记载，则状态A是通过抗原抗体结合等、HbA1c（14）和与其特异性结合的分子之间的结合而与感应区101结合了的磁性微粒子9的状态，状态B是通过分子间力、疏水性相互作用等而非特异性吸附于感应区101的磁性微粒子9的状态，状态C是在感应区101附近浮游的磁性微粒子9的状态。状态A的磁性微粒子9是应对HbA1c（14）的浓度检测带来贡献的磁性微粒子9，状态B或状态C的磁性微粒子9是成为测定的误差主要因素（噪声（noise））的磁性微粒子9。另外，将状态A下的磁性微粒子9适当地称作结合于感应区101的磁性微粒子9。

此外，将状态B下的磁性微粒子9适宜地称作吸附于感应区101的磁性微粒子9。

这里，所谓能以近场光检测的光波导3的“表面附近”，例如在全反射下光传播时向传播体表面浸出的倏逝光的情况下，浸出距离d通过下述的式（1）求出。根据式（1）可知，浸出距离d大致是测定所用的光的波长的几分之一左右。

d＝λ／{2π（n₁×sin²θ－n₂ ²）^1／2}···（1）

这里，d是倏逝光的浸出距离，λ是测定所用的光的波长，n₁是光波导3的折射率，n₂是分散磁性微粒子9的分散介质25的折射率，θ是全反射角。

因此，磁场施加部10施加具有使磁性微粒子9从感应区101离开满足以下式（2）的距离L那样的磁场强度的磁场。

L＞λ／{2π（n₁×sin²θ－n₂ ²）^1／2}···（2）

这里，L是磁性微粒子9从感应区101离开的距离，λ是测定所用的光的波长，n₁是光波导3的折射率，n₂是分散磁性微粒子9的分散介质25的折射率，θ是全反射角。

例如，若使得λ＝635nm、n₁＝1.58、n₂＝1.33（分散介质25是水的情况）、θ＝78°，则L＞130nm。因而，仅通过施加磁场而使状态B、状态C的磁性微粒子9从感应区101仅远离几个100nm左右，就能充分降低测定误差。因而，使状态B、状态C的磁性微粒子9从感应区101远离到不成为检测灵敏度的误差的距离所需要的时间是少量的时间即可。

此外，若时间在许容范围内，即使需要一些时间，也能以更弱的磁场强度使状态B、状态C的磁性微粒子9移动到不成为测定误差的主要原因的距离。由此，能够降低状态A的测定所需要的磁性微粒子9被过于拉开的可能性。也就是说，能够不将应对测定带来贡献的状态A的磁性微粒子9从感应区101拉开、而将会成为测定的噪声的状态B、状态C的磁性微粒子9从感应区101拉开到不对测定带来影响的距离，因此能够改善S／N比。

这样，所谓适当的磁场强度，是指对于不将应对测定带来贡献的状态A的磁性微粒子9从感应区101拉开、而将会成为测定的噪声的状态B、状态C的磁性微粒子9从感应区101拉开到不对测定带来影响的距离而言适当的磁场强度。

如上所述，虽然优选用电磁铁以电流将磁场强度最适宜地调整的方法，但也可以是，用铁氧体磁铁等，使磁铁本身的强度、光波导型传感芯片100与磁铁之间的相对位置变化来调整磁场强度。在采用电磁铁的情况下，将线圈配置在从磁性微粒子9来看与沉降方向（光波导3的方向）相反的一侧，并对该线圈施加电流即可，通过改变电流值，能够调整磁场强度。

此外，为了最适当地调整磁场强度，第1实施方式的光波导型测定系统30可以进一步具备对由磁场施加部10施加的磁场的磁场强度进行控制的控制部20。通过该控制部20，进行上述那样的控制，从而能够将磁场强度调整为适当的强度。例如，能够调整为能够不将应对测定带来贡献的状态A的磁性微粒子9从感应区101拉开、而将会成为测定的噪声的状态B、状态C的磁性微粒子9从感应区101拉开到不对测定带来影响的距离的磁场强度。

此外，在随时调整磁场强度的情况下，通过用控制部20进行调整，能够动态地进行控制。例如，还能够实现对磁场施加部10施加磁场的定时以及时间的长度中的至少任一个进行控制的控制部20。

并且，通过计测受光元件8的检测信号强度比的差分，能够测定检测体溶液中的HbA1c（14）的量（即抗原浓度）。具体而言，在图1中，从光源7使激光从入射侧光栅2a向光波导3入射，并在该光波导3中传播，使在表面（感应区101的露出表面）附近产生倏逝光等近场光。若在该状态下将检测体溶液与磁性微粒子9的混合分散液导入到感应区101上，则磁性微粒子9在此后立刻（图4A）沉降并到达感应区101附近、例如倏逝光区域（图4B）。由于磁性微粒子9干预倏逝光的吸收、散射，所以反射光的强度衰减。

结果，受光元件8接收从出射侧光栅2b出射的激光时，出射的激光的强度由于所结合的磁性微粒子9的影响而随着时间的经过降低。之后，利用磁场施加部10施加上部磁场时，由于成为状态B、状态C的磁性微粒子9向倏逝光区域外移动（图4D），所以受光强度恢复到规定的值。将此时的受光强度与图4A的状态即混合分散液刚刚导入后的受光强度进行比较，能够例如数值化为降低率。

此外，在将检测体溶液等导入光波导型传感芯片100后、施加磁场前，测定从光波导型传感芯片100出射的光的光强度（相当于第一光强度的一例）。此外，在磁场的施加后，测定从光波导型传感芯片100出射的光的光强度（相当于第二光强度的一例）。并且，根据这些光强度的差分，能够定量HbA1c（14）。

由受光元件8接收到的激光的强度的降低率依赖于主要因抗原抗体反应等而对感应区101结合后的磁性微粒子9的量。也就是说，该降低率与干预抗原抗体反应的检测体溶液中的抗原浓度成比例。因而，求出抗原浓度在已知的检测体溶液中伴随着时间经过的激光强度的变动曲线，求出该变动曲线在上部磁场施加后的规定时间的激光强度的降低率，预先制作表示抗原浓度与激光强度的降低率之间的关系的检量线。接着，求出抗原浓度在未知的检测体溶液中用上述方法测定的时间与从激光强度的变动曲线起规定时间的激光强度的降低率，将该激光强度的降低率与上述检量线对照，从而能够测定检测体溶液中的抗原浓度。

接着，通过实验说明比实施第1实施方式的测定更具体的例子。以下的具体的数值及材料是一例，不限于这些数值及材料。

在实验中，在玻璃等具有透光性的基板1上，将折射率为2.2～2.4的氧化肽膜通过溅射法成膜为50nm的厚度，通过光刻法和干刻法形成光栅2a、2b。在形成了光栅2a、2b的基板1上，通过旋涂法和紫外线照射，形成膜厚约10μm的紫外线硬化性丙烯树脂膜，作为光波导3。硬化后的折射率是1.58。

作为低折射率树脂膜的保护膜4，以包含与光栅2a、2b的上方相当的区域、并包围作为感应区101的抗体固定化区域的方式，利用丝网印刷法形成在光波导3的表面。保护膜4干燥后的折射率是1.34。为了形成用来保持检测体溶液等的存液部，将树脂制的框5用双面胶带固定。在光栅间的未形成保护膜的区域的表面，通过共有结合法固定了对HbA1c（14）的第1物质6。

第1实施方式中，磁性微粒子9采用在壳9d中高密度含有磁性纳米微粒子9a的芯－壳型。磁性微粒子9的平均粒径是1.1μm。另行调制了含有这样的磁性微粒子9的分散液。

接着，从入射侧的光栅2a，入射基于发光二极管7的中心波长为635nm的光，将从出射侧的光栅2b出射的光的光强度用光电二极管8测定，并在将检测体溶液与磁性微粒子9的分散液进行了混合后，导入到感应区101（框5的内部）。然后，按照上述的测定顺序实施测定。

另外，第1实施方式中，将铁氧体磁铁配置在光波导型传感芯片100的上方，在铁氧体磁铁与光波导型传感芯片100之间设置间隔，通过改变间隔的厚度来使磁场强度变化。

将该阶段下的光电二极管检测信号强度与混合溶液刚刚导入后的强度（初始强度）进行比较，计测其差分。该差分所示的信号强度的衰减量对应于经HbA1c（14）结合于光波导3的表面的磁性微粒子9的数量。因而，能够计算作为测定对象的HbA1c（14）的浓度。

这样，利用将与HbA1c特异性反应的第1物质6固定了的光波导3、和固定有第2物质13的磁性微粒子9，根据通过磁场施加将非特异吸附着的磁性微粒子9的噪声粒子除去的方法，不仅不需要Binding－Free分离（B／F分离），还能够高灵敏度地测定极低浓度的HbA1c。

此外，作为利用对测定对象物质的抗体、或在测定对象物质是抗体的情况下利用对该抗体的抗原或抗体来对测定对象物质的浓度进行测定的方法，有各种免疫测定（immunoassay）法。

例如，在酵素免疫测定法（EIA或ELISA）中，将作为测定对象的检测体中的测定对象物质所对应的一抗固定到井状的基材表面，向该井内加入规定量的检测体溶液进行一级反应。然后，加入标记有对色素的显色反应进行催化的酵素的二抗的用液进行二级反应，在将剩余的二抗通过清洗而除去后，加入显色试剂测定吸光度。但是，这些顺序是复杂的。

此外，作为更高灵敏度的免疫测定法，有CLEIA法，即利用以在二级反应中对化学发光反应进行催化的酵素而标记了的二抗，对化学发光的发光量进行检测的方法。并且，还有能够仅通过滴下检测体液来判定测定对象物质的有无的免疫层析（immunochromato）法。

但是，在这些免疫测定法中，没有与被检物质结合的二抗成为背景（background）、噪声成分。因此，在免疫测定法中，共通地需要将剩余的二抗通过清洗而充分除去的工序（Binding－Free分离（B／F分离）工序）。结果，操作时间变长。此外，若将这些工序自动化，则还引起装置的高成本化、大型化。另一方面，在简便的免疫层析法中，通常定量性低，特别是存在如下问题等：低浓度区域的判定因测定者而发生偏差，无法将测定结果作为数字数值来管理。

为解决该问题，着手于对通过光波导的倏逝波而结合于表面的微粒子进行检测的方法。该方法中，B／F分离工序不是必要的。但是，在以前的方法中，在微粒子通过抗原抗体反应等结合于光波导表面的过程中，根据微粒子的沉降、布朗运动的扩散，可以说实际上是任由发展地进行结合。

因此，可以推测，在规定的测定时间内对向微粒子的表面的结合做出贡献的抗原是系统内的全部抗原中的很少的一部分。另外，当检测体的液性变动时，由此扩散速度、分散状态等变动，此外，由此产生测定误差。进而，难以完全抑制微粒子非特异性物理吸附于光波导表面的现象，这会成为噪声成分。

此外，在利用倏逝波的其他方法中，使测定对象物质、第1反应体和第2反应体反应，第1反应体兼有与测定对象物质特异性结合的反应部和定域化感应部（局在化誘導部），第2反应体兼有与测定对象物质特异性结合的反应部和光作用成分。并且，使由该反应得到的第1反应体－测定对象物质－第2反应体结合物通过定域化单元定域在近场光区域，根据在其前后得到的信号的差异来定量测定对象物质。

但是，在第1反应体是磁性体微粒子的情况下，没有与抗原、第2反应体结合的自由的第1反应体也同时定域在近场光区域。此外，自由的第2反应体遍及整个检测工序而存在于近场光区域。若这些自由的各反应体在近场光区域的分布根据生物体试样的体液等变动，则该变动会成为噪声成分。此外，对于各反应体及结合物非特异性物理吸附于发生近场光的检测单元的表面而导致的噪声成分，没有采取积极的对策。

此外，有利用兰姆波模式音响设备的免疫传感器法。在该传感器法中，若将用于检测的作为标记物质的乳胶等导入反应系统中，则粘性因此变化引起相位差变化，或者不吸附于传感器部而浮游的乳胶成为噪声的原因。

为解决该问题，作为标记物质而使用磁性微小粒子，在反应后施加磁场使在传感器部附近浮游的标记物质远离，使音响设备周边的环境与标记物质投入前相同。

但是，在与液体接触了的音响设备中，与传感器表面的振动联动的液体中的深度如根据下面的式（3）求出的那样，认为是几μm～几10μm。即，与传感器表面水动力学地联动的层的厚度d通过下式表示。

d＝（2η／ωρ）^1／2···（3）

η是液体的粘度，ω是角频率，ρ是液体的密度。这里，当将频率设为F时，ω＝2πF。若将F设为5MHz，则水的粘度约为1cp，由于其密度为1g／cm³（＝103kg／m³），所以d约为8μm。

因而，为了在反应后施加磁场使音响设备周边的环境与标记物质投入前相同，需要使在传感器部附近浮游的标记物质远离约10μm以上。为了缩短测定时间，需要施加更强的磁力，但若过强则连抗原抗体结合也会被分离，所以灵敏度降低。

对此，第1实施方式中，通过对磁性微粒子9向与沉降方向不同的方向施加磁场，从而将不因抗原抗体反应等而吸附于感应区101、成为噪声的磁性微粒子9从感应区101拉开。由此，能够测定通过抗原抗体反应等、例如经HbA1c等糖化血红蛋白而结合于感应区101的磁性微粒子9所引起的吸光度，所以能够降低测定误差。

此外，由于能够通过磁场施加来除去会成为噪声的磁性微粒子9，所以不需要将这样的磁性微粒子9通过清洗而除去的操作。

根据第1实施方式，利用光波导型传感芯片100，通过倏逝光等近场光进行测定，因此将磁性微粒子9从感应区101拉开到不对测定带来影响的范围的距离较短即可。由此，通过上部磁场的施加而将磁性微粒子9从感应区101拉开所需的时间较短即可。或者，通过更弱的磁场将磁性微粒子9从感应区101拉开到不对测定带来影响的范围成为可能。

此外，根据第1实施方式，由于能够控制磁场强度，所以能够不将应对测定做出贡献的磁性微粒子9从感应区101拉开、而将会成为测定的噪声的磁性微粒子9从感应区101拉开到不对测定带来影响的距离。由此，能够改善S／N比。

此外，根据第1实施方式，通过利用控制部20动态控制磁场强度，能够保持高测定精度。

此外，作为磁性微粒子9，若采用具有当磁场的施加停止时迅速失去磁化的超顺磁性的材料，则当停止了磁场的施加时磁性微粒子9容易地再分散。因此，即使是在检测体溶液中不存在糖化血红蛋白的情况下，也能抑制磁性微粒子9的凝聚体的生成，因此能够抑制测定误差的发生。

并且，作为磁性微粒子9，通过采用在壳9d中含有磁性纳米微粒子9a的芯－壳型，能够提高倏逝光的散射强度。结果，能够进行高灵敏度的检测。

并且，通过使磁性微粒子9的表面具有正或负的电荷、或添加界面活性剂等分散剂，从而当停止了磁场的施加时磁性微粒子9容易再分散，还能降低测定误差。

此外，根据第1实施方式，能够将自然沉降了的磁性微粒子9，通过在与沉降方向不同的方向上施加磁场而拉回。通过重复磁性微粒子9的自然沉降和磁场施加部10的向上方的拉回，来搅拌检测体溶液和磁性微粒子9，所以检测体溶液所含的糖化血红蛋白（例如抗原）与磁性微粒子9之间的抗原抗体反应得到促进，能够以更短的时间得到高的检测灵敏度。因此，在糖化血红蛋白是低浓度的情况下，能够提高检测灵敏度。

此时，进一步通过使磁性微粒子9的表面具有正或负的电荷、或添加界面活性剂等分散剂，从而当停止了磁场的施加时磁性微粒子9容易再分散，促进搅拌，能够提高检测灵敏度。

此外，根据第1实施方式，利用光波导型传感芯片100，通过倏逝光等近场光测定糖化血红蛋白的量、浓度等。该情况下，若使用0.05μm以上、200μm以下、优选的是0.2μm以上、20μm以下的粒径的磁性微粒子9，则由于能够提高光的散射率，所以能够提高糖化血红蛋白的检测灵敏度。

图5是第2实施方式的光波导型测定系统的剖面示意图。

第2实施方式的光波导型测定系统31在第1实施方式的光波导型测定系统30中加入了磁场施加部11（第2磁场施加部）。磁场施加部11设在光波导3的下方。除此以外的结构与第1实施方式相同。

从磁性微粒子9来看，磁场施加部11向光波导3的方向对光波导型传感芯片100施加磁场。磁场施加部11能够施加使多个磁性微粒子9中的至少一个向靠近光波导3的方向移动的磁场。

磁场施加部11从磁性微粒子9来看设在光波导3所在的方向。第2实施方式中，磁场施加部11设在传感芯片100的下方。

磁场施加部11与磁场施加部10同样，具有磁铁或电磁铁。为了动态调整磁场强度，优选采用电磁铁以电流进行调整的方法，但也可以采用铁氧体磁铁等，使磁铁本身的强度、光波导传感芯片100与磁铁之间的相对位置变化来调整磁场强度。例如，将铁氧体磁铁配置在光波导传感芯片100的下方，在磁铁与光波导传感芯片100之间设置间隔并改变其厚度，从而能够调整磁场强度。在采用电磁铁的情况下，从磁性微粒子来看将线圈配置在光波导3的方向，并对该线圈施加电流即可，通过改变电流值，能够调整磁场强度。

这里，第2实施方式的光波导型测定系统31具备控制部20。控制部20控制从磁场施加部10及磁场施加部11中的至少任一个向感应区101施加的磁场的强度。该情况下，例如如图5所示那样，能够对磁场施加部10及磁场施加部11设置共通的控制部20、和切换开关20s。此外，还能够设置对磁场施加部10及磁场施加部11分别独立的控制部。此外，还能够设置对磁场施加部10及磁场施加部11同时进行磁场强度的控制的控制部。此外，还可以是，控制部20通过随时控制磁场强度，动态地实现适当的磁场强度。

此外，控制部20还可以控制磁场施加部10与磁场施加部11各自的施加磁场的定时。由此，磁场施加部10与磁场施加部11能够按照规定的条件（例如，规定的时刻或者持续施加规定的磁场的时间等），交替施加磁场。

图6是表示第2实施方式的对检测体溶液中的糖化血红蛋白进行测定的方法的工序图。

图6A～图6C中，例示了感应区101的状态。图6A及图6C与图4A及图4D所示的状态相同所以省略说明。

此外，通过计测受光元件8的检测信号强度比的差分来测定检测体溶液中的抗原浓度也与第1实施方式的情况相同所以省略说明。

对图6B的状态进行说明。

图6B中，利用磁场施加部11，从磁性微粒子9来看向沉降方向（光波导3的方向，例如图6的下方）进行下部磁场施加。由此，磁性微粒子9被拉向感应区101。此时，固定于感应区101的第1物质6（例如一抗）与固定于磁性微粒子9的第2物质13（例如二抗）经HbA1c（14）通过抗原抗体反应而结合。由此，磁性微粒子9结合于感应区101。

第2实施方式中，可以交替重复图6B所示的向下方向的磁场施加和图6C所示的向上方向的磁场施加。

通过图6B所示的向下方向的磁场施加而将磁性微粒子9拉向光波导3时，在检测体溶液中，以如下状态残留有HbA1c（14），该状态是：HbA1c（14）与第1物质6及第2物质13中的任一种都不结合的状态，或者与固定在磁性微粒子9的表面的第2物质13结合但不与固定在感应区101的第1物质6结合的状态。此外，在感应区101存在非特异性吸附的磁性微粒子9。

这里，在图6C中，施加因抗原抗体反应等而结合了的磁性微粒子9不被剥离的强度的磁场，使不因抗原抗体反应等而结合的磁性微粒子9向与光波导3不同的方向移动。

然后，再次如图6B所示那样，向光波导3的方向施加磁场将不因抗原抗体反应等而结合的磁性微粒子9拉开。这样，HbA1c（14）及与固定在磁性微粒子9的表面的第2物质13结合了的HbA1c（14）重新与固定在感应区101的第1物质6结合。

通过对此进行重复，减少不因抗原抗体反应等而结合于感应区101的磁性微粒子9的数量，因抗原抗体反应等而结合于感应区101的磁性微粒子9的数量增大。结果，S／N比进一步提高。

在第2实施方式中，得到与第一实施方式相同的效果。进而，第2实施方式中，通过在初始沉降时重复下部磁场施加和上部磁场施加，向磁性微粒子9的结合速度、反应效率以及再现性进一步提高。

例如，根据第2实施方式，通过利用磁场施加部11对磁性微粒子9施加磁场，能够将磁性微粒子9拉向感应区101。由此，磁性微粒子9更易与感应区101结合，从而HbA1c（14）的检测灵敏度进一步提高。

此外，在将磁性微粒子9和检测体溶液导入反应空间102后，通过迅速将磁性微粒子9拉向感应区101的方向，能够缩短等待磁性微粒子9的自然沉降的时间，所以能够以短时间进行测定。此外，能够在进行磁性微粒子9彼此的反应、凝聚前促进磁性微粒子9与感应区101的结合。由此，能够进一步提高HbA1c（14）对磁性微粒子9与感应区101的结合的利用率，所以能得到更高的检测灵敏度。

进而，通过利用磁场施加部10及磁场施加部11双方或任一单方来使磁性微粒子9移动，能够搅拌检测体溶液和磁性微粒子9。由此，检测体溶液所含的HbA1c（14）与磁性微粒子9的抗原抗体反应等得到促进，能够以更短时间进行高检测灵敏度的测定。此外，通过重复磁场施加部10的上部磁场施加和磁场施加部11的下部磁场施加来使磁性微粒子9往返运动，能够进一步进行搅拌。

由此磁性微粒子9经HbA1c（14）结合于感应区101的机会增加，所以能够以更短时间检测HbA1c（14）。此外，能够提高磁性微粒子9与感应区101结合的概率，提高HbA1c（14）的检测灵敏度以及测定精度。例如，在HbA1c（14）是低浓度的情况下是有效的。

第2实施方式中，由于利用磁场对磁性微粒子9进行搅拌，所以不需要人手的搅拌操作或具有泵等的搅拌机构，操作简便且能够实现小型的测定系统。例如，若将基于控制部20的磁场施加自动化，则测定者能够仅通过将检测体溶液导入传感芯片100这一个操作进行测定。

并且，作为磁性微粒子9，若采用具有当停止磁场的施加时迅速失去磁化的超顺磁性的材料，则即使当施加了磁场时磁性微粒子9彼此因磁化而凝聚，也能够通过停止磁场的施加使磁性微粒子9再分散。假设即使磁场的施加时磁性微粒子9彼此凝聚，也能够通过在磁性微粒子9彼此的凝聚物到达感应区101附近前停止磁场的施加，使磁性微粒子9彼此的凝聚物再分散。因此，磁性微粒子9能够以分散状态到达感应区101。因而，能够防止因磁性微粒子9彼此的凝聚而导致的测定噪声的增大。

此外，为了进一步提高停止了磁场的施加时的再分散性，也可以使磁性微粒子9的表面具有正或负的电荷。或者，也可以向磁性微粒子9的表面添加界面活性剂等分散剂作为分散媒介。

此外，根据第2实施方式，通过利用控制部20适当地控制磁场施加部10与磁场施加部11的磁场强度，提高HbA1c（14）的检测灵敏度以及测定精度。

在第1及第2实施方式中，说明了从磁性微粒子来看将光波导配置在自然沉降方向的情况，而在第3实施方式中，说明从磁性微粒子来看光波导存在于与自然沉降方向相反的方向的结构的情况。

图7是第3实施方式的光波导型测定系统的剖面示意图。

第3实施方式的光波导型测定系统32中，代替第2实施方式的光波导型测定系统31中的框5，采用具有液体不下落的围栏形状的罩15，将第2实施方式的光波导型测定系统31的整体上下反转。即，第3实施方式中，磁场施加部10配置在光波导型传感芯片100的下方，磁场施加部11配置在光波导型传感芯片100的上方。因此，在第3实施方式中，磁场施加部10施加下部磁场，磁场施加部11施加上部磁场。磁场施加部10不是必要的。除此以外的结构与第2实施方式相同。

光波导型测定系统32中，为了保持检测体溶液与磁性微粒子9的混合分散液，代替框5而具备剖面是例如凹形状的罩15。利用罩15与感应区101，除了液体导入用的开口部、空气排出孔（均未图示）以外形成成为半封闭空间的反应空间102。

这里，第3实施方式的光波导型测定系统32具备控制部20。控制部20控制由磁场施加部10及磁场施加部11中的至少任一个向感应区101施加的磁场的强度。该情况下，也可以对磁场施加部10及磁场施加部11分别设置独立的控制部。此外，还能够对磁场施加部10及磁场施加部11设置共通的控制部和未图示的切换开关。此外，还能够设置对磁场施加部10及磁场施加部11同时进行磁场强度的控制的控制部。此外，也可以通过随时控制磁场强度，从而进行控制以动态实现适当的磁场强度。

此外，控制部20也可以控制磁场施加部10与磁场施加部11各自的对磁场进行施加的定时。由此，磁场施加部10和磁场施加部11能够按照规定的条件（例如，规定的时刻或持续施加规定的磁场的时间等），交替向分散介质25施加磁场。

图8是表示第3实施方式的对检测体溶液中的糖化血红蛋白进行测定的方法的工序图。

图8A～图8C例示了反应空间102的状态。

通过计测受光元件8的检测信号强度比的差分来求取检测体溶液中的HbA1c（14）的量及浓度（例如抗原浓度等）与第1实施方式的情况相同所以省略其说明。

首先，如图8A所示，在由框5和感应区101形成的反应空间102内，形成充满了检测体溶液与磁性微粒子9的混合分散液的状态。其方法与第1实施方式所说明的方法相同。此外，检测体溶液等的导入优选采用通过液体导入用的开口部（未图示）的流入的方法。这里，有在检测体溶液中含有因自重而进行沉降的夹杂物质17的情况。作为夹杂物质17，例如可以举出血液中的血球成分等。若这样的夹杂物质17存在于感应区101附近，则其自身成为散射体而成为测定噪声的主要原因，或者妨碍磁性微粒子9与感应区101结合的反应，从而有测定精度降低的可能。

接着，如图8B所示，利用磁场施加部11，从磁性微粒子9来看向感应区101的方向施加磁场。由此，磁性微粒子9被拉向感应区101。这时，固定在感应区101的第1物质6（例如一抗）和固定在磁性微粒子9的表面的第2物质13（例如二抗）经HbA1c（14）通过抗原抗体反应进行结合。由此，磁性微粒子9结合于感应区101。与此同时，沉降性的夹杂物质17由于自重而向图8B的下方（与感应区101相反的方向）移动。

接着，如图8C所示，利用磁场施加部10施加朝向图8C所示的下方向的磁场。这样，不通过抗原抗体反应且不经HbA1c（14）而吸附于感应区101的磁性微粒子9向沉降方向移动，被从感应区101除去。这里，即使采用不具有磁场施加部10的测定系统，也能够仅通过停止图8B所示的上方向的磁场的施加，使不通过抗原抗体反应等且不经HbA1c（14）而吸附于感应区101的磁性微粒子9因自重而向下方移动。

但是，在该方法中，磁性微粒子9的向感应区101的吸附力战胜与自重相当的向下方向的力的情况下，难以将吸附于感应区101的磁性微粒子9除去。另外，在图8C所示的工序中，沉降性的夹杂物质17也由于自重而持续向图8C的下方向（与光波导3相反的方向）移动。

在第3实施方式中，也可以交替重复图8B所示的上方向的磁场施加、和图8C所示的下方向的磁场施加或磁性微粒子9因自重的沉降。

在第3实施方式中，能够得到与第1及第二实施方式相同的效果。并且，根据第3实施方式，从磁性微粒子9来看感应区101位于上方，利用磁场施加部11，对磁性微粒子9施加磁场。因此，能够与将磁性微粒子9拉向感应区101同时地，使沉降性的夹杂物质17向下方向沉降。由此，能够使夹杂物质17自然地向感应区101附近的倏逝光区域外移动。结果，能够进一步提高测定精度而不事先将夹杂物质17通过过滤等除去。

图9是第4实施方式的光波导型测定系统的示意图，图9A是平面示意图，图9B是沿图9A的A－B线的位置的剖面示意图。

图9A的沿C－D线的位置的剖面处的剖面对应于上述的光波导型测定系统30的剖面。此外，图9A中，上述的控制部20、磁场施加部10、光源7以及受光元件8未示出。图9A中，表示出光波导型传感芯片的平面。

在第4实施方式的光波导型测定系统300中，并列设置（並設）有上述的光波导型测定系统30、和光波导型测定系统30以外的光波导型测定系统35。光波导型测定系统35中，能够测定总血红蛋白的浓度。即，在光波导型测定系统300中，通过在一行配置血红蛋白抗体，并在另一行配置HbA1c抗体，能够以一次测定来计算HbA1c对总血红蛋白的比例。这由于需要将HbA1c的浓度用相对于总血红蛋白量的浓度（％）来表示，所以将两个芯片中的一个用来测定血红蛋白浓度，将另一个用来测定HbA1c的浓度。

第4实施方式的光波导型测定系统35具备：光波导3（在第4实施方式中为第2光波导）；第3物质60，固定在光波导3上，能够与血红蛋白特异性结合；第4物质130；多个磁性微粒子9（在第4实施方式中为第2磁性微粒子）；液体（水、有机溶剂）等分散介质25（在第4实施方式中为第2分散介质）。多个磁性微粒子9中的各个磁性微粒子9固定有第4物质130。第4物质130能够在第3物质60能与血红蛋白特异性结合的部位之外的部位与血红蛋白特异性结合。在分散介质25中分散多个磁性微粒子9，分散介质25与第3物质60相接。

此外，光波导型测定系统30具备：磁场施加部10（在第4实施方式中为第2磁场施加部），设在光波导3的上方，能够使多个磁性微粒子9中的至少一个因磁力而在分散介质25中移动；光源7（在第4实施方式中为第2光源），能够使光向光波导3入射；受光元件8（在第4实施方式中为第2受光元件），能够接收从光波导3出射的光。

除此以外，光波导型测定系统35具备：对光波导3进行支撑的基板1；在光波导3内设置的光栅2a、2b（入射侧光栅2a及出射侧光栅2b）；对光波导3的表面进行保护的保护膜4；设在光波导3上的框5。光栅2a、2b由与基板1相比具有更高折射率的材料形成。具有平面的光波导3形成于含有光栅2a、2b的基板1主面。保护膜4覆盖在光波导3上。保护膜4例如是具有低折射率的树脂膜。在保护膜4设有开口部，使位于光栅2a、2b间的光波导3的表面的一部分露出。开口部例如能够做成矩形，在该开口部中露出的光波导3的表面成为感应区201。在由光波导3和框5包围的空间中填充有分散介质25。可以将填充了分散介质25的部分称作反应空间202。

此外，在感应区201，第3物质60固定在光波导3上。感应区201从保护膜4露出。框5以包围感应区201的方式形成在保护膜4上。此外，将光波导型测定系统35中的、包含光波导3、第3物质60和固定有第4物质130的多个磁性微粒子9的结构作为光波导型传感芯片200。将光波导型传感芯片100和光波导型传感芯片200合并了的光波导型传感芯片搬运自如。并且，在光波导型测定系统35中，通过控制部20分别对光源7、受光元件8以及磁场施加部10进行控制。

此外，在作为检测面的感应区201，第3物质60的固定例如通过与感应区201的光波导3的表面之间的疏水性相互作用或共有结合来进行。例如，第3物质60通过硅烷偶联剂的疏水化处理而被固定在感应区201。或者也可以是，在感应区201形成官能团，使适当的连接分子作用而通过化学结合来固定。作为第3物质60，例如在检测体溶液中的血红蛋白是抗原的情况下，能够使用其抗体（一抗）。

此外，与检测体溶液中的血红蛋白特异性反应的第4物质130例如通过物理吸附或者经羧基、氨基等的化学结合而被固定在磁性微粒子9的表面。固定有第4物质130的磁性微粒子9分散到固定有第3物质60的感应区201并被保持。磁性微粒子9的分散、保持例如通过将含有磁性微粒子9及水溶性物质的浆料涂覆到感应区201或与感应区201相对的面等（未图示）并进行干燥而形成。或者，磁性微粒子9也可以分散在液体中并保持在反应空间202以外的空间或容器等（未图示）中。

作为第3物质60及第4物质130，由于总血红蛋白共通具有α亚基，所以优选的是，第3物质60及第4物质130分别是血红蛋白的α亚基作为抗原的单克隆抗体。例如，作为第3物质60，是血红蛋白的α亚基作为抗原的单克隆抗体。例如，作为第4物质130，是第3物质60特异性反应的血红蛋白的α亚基以外的α亚基作为抗原的单克隆抗体。即，关于第3物质60和第4物质130，分别不同的血红蛋白的α亚基作为抗原。

另外，在光波导型测定系统35中，除了磁场施加部10以外，还可以具备上述的磁场施加部11。并且，在光波导型测定系统35中，也可以是如图7那样上下反转的系统。此外，也可以代替光波导型测定系统30而采用光波导型测定系统31、32中的任一种。

根据这样的光波导型测定系统300，除了能够得到与第1～3实施方式相同的效果以外，还能够以一次测定迅速计算HbA1c对总血红蛋白的比例。

以上，参照具体例对实施方式进行了说明。但是，实施方式不限于这些具体例。即，本领域技术人员对这些具体例施加适宜设计变更后的方案，只要具备实施方式的特征，就包含在实施方式的范围中。上述的各具体例具备的各要素以及其配置、材料、条件、形状、尺寸等不限于所例示的情况，能够进行适宜变更。

此外，上述的各实施方式具备的各要素能够在技术上可能的范围内进行复合，将这些组合后的方案只要含有实施方式的特征则也包含在实施方式的范围内。此外，在实施方式的思想的范畴内，本领域技术人员能够想到的各种变更例及修正例、它们的变更例及修正例也属于实施方式的范围。

说明了本发明的几个实施方式，但这些实施方式是作为例子而提示的，并不意欲限定发明的范围。这些新的实施方式能够以其他各种形态实施，在不脱离发明的主旨的范围内，能够进行各种省略、替换及变更。这些实施方式及其变形包含在发明的范围及主旨中，并包含在权利要求的范围记载的发明及其等同范围内。

Claims (20)

1.一种光波导型测定系统，

具有：

固定有第1物质的第1光波导，该第1物质能够与糖化血红蛋白特异性结合；

固定有第2物质的多个第1磁性微粒子，该第2物质能够在上述第1物质能与上述糖化血红蛋白特异性结合的部位以外的部位与上述糖化血红蛋白特异性结合；

第1磁场施加部，设在上述第1光波导的上方，能够使上述多个第1磁性微粒子中的至少一个因磁力而移动；

第1光源，能够使光向上述第1光波导入射；以及

第1受光元件，能够接收从上述第1光波导出射的光。

2.如权利要求1记载的光波导型测定系统，

上述糖化血红蛋白是在HbA1即血红蛋白A1的β链N末端结合了葡萄糖Glc的HbA1c即血红蛋白A1c。

3.如权利要求2记载的光波导型测定系统，

上述第1物质是上述HbA1c的β链N末端的糖肽作为抗原的单克隆抗体。

4.如权利要求3记载的光波导型测定系统，

上述第2物质是上述HbA1c的上述β链N末端的上述糖肽以外的上述HbA1c或上述糖肽以外的上述HbAlc的β亚基作为抗原的单克隆抗体。

5.如权利要求3记载的光波导型测定系统，

上述糖肽是果糖基肽。

6.如权利要求1记载的光波导型测定系统，

上述第1磁场施加部施加磁场，该磁场能够使上述多个磁性微粒子中的至少一个向从上述第1光波导远离的方向移动。

7.如权利要求1记载的光波导型测定系统，

上述第1磁场施加部施加磁场，该磁场的磁场强度能够使上述多个磁性微粒子从上述第1物质远离满足以下公式的距离L，其中，L是上述多个磁性微粒子从上述第1物质远离的距离，λ是测定中使用的上述光的波长，n₁是上述第1光波导的折射率，n₂是使上述多个磁性微粒子分散的分散介质的折射率，θ是全反射角，

L＞λ／{2π（n₁×sin²θ－n₂ ²）^1／2}。

8.如权利要求1记载的光波导型测定系统，

在上述第1光波导的下方还具有第2磁场施加部；

上述第2磁场施加部施加磁场，该磁场能够使上述多个磁性微粒子中的至少一个向靠近上述第1光波导的方向移动。

9.如权利要求8记载的光波导型测定系统，

上述第1磁场施加部和上述第2磁场施加部能够交替将磁场向上述分散介质施加。

10.如权利要求8记载的光波导型测定系统，

上述第1磁场施加部及上述第2磁场施加部中的至少任一个具有电磁铁。

11.如权利要求8记载的光波导型测定系统，

该光波导型测定系统还具备控制部，该控制部控制由上述第1磁场施加部及上述第2磁场施加部中的至少任一个对磁场进行施加的定时以及时间的长度中的至少任一个。

12.如权利要求11记载的光波导型测定系统，

上述控制部能够控制由上述第1磁场施加部及上述第2磁场施加部中的至少任一个施加的磁场的磁场强度。

13.如权利要求1记载的光波导型测定系统，

上述多个磁性微粒子分别含有具有超顺磁性的材料。

14.如权利要求1记载的光波导型测定系统，

上述多个磁性微粒子分别具有芯和将上述芯覆盖的壳，上述壳含有磁性纳米微粒子。

15.如权利要求1记载的光波导型测定系统，

上述多个磁性微粒子分别具有正或负的电荷。

16.如权利要求1记载的光波导型测定系统，

上述多个磁性微粒子分别添加了界面活性剂。

17.一种光波导型测定系统，

具备：

光波导型测定系统，该光波导型测定系统具有：固定有第1物质的第1光波导，该第1物质能够与糖化血红蛋白特异性结合；固定有第2物质的多个第1磁性微粒子，该第2物质能够在上述第1物质能与上述糖化血红蛋白特异性结合的部位以外的部位与上述糖化血红蛋白特异性结合；第1磁场施加部，设在上述第1光波导的上方，能够使上述多个第1磁性微粒子中的至少一个因磁力而移动；第1光源，能够使光向上述第1光波导入射；以及第1受光元件，能够接收从上述第1光波导出射的光；以及

其他光波导型测定系统，该其他光波导型测定系统具有：固定有第3物质的第2光波导，该第3物质能够与血红蛋白特异性结合；固定有第4物质的多个第2磁性微粒子，该第4物质能够在上述第3物质能与上述血红蛋白特异性结合的部位以外的部位与上述血红蛋白特异性结合；第2磁场施加部，能够使上述多个磁性微粒子中的至少一个因磁力而移动；第2光源，能够使光向上述第2光波导入射；以及第2受光元件，能够接收从上述第2光波导出射的光。

18.如权利要求17记载的光波导型测定系统，

上述第3物质和上述第4物质是分别不同的上述血红蛋白的α亚基作为抗原的单克隆抗体。

19.如权利要求17记载的光波导型测定系统，

上述光波导型测定系统和上述其他光波导型测定系统并列设置。

20.一种糖化血红蛋白的测定方法，

具备以下工序：

将第1物质固定在第1光波导上、将第2物质固定在多个第1磁性微粒子上、使上述第1物质接触第1分散介质的工序，上述第1物质能够与糖化血红蛋白特异性结合，上述第2物质能够在上述第1物质能与上述糖化血红蛋白特异性结合的部位以外的部位与上述糖化血红蛋白特异性结合，上述第1分散介质中分散有固定了上述第2物质的上述多个第1磁性微粒子并混合存在上述糖化血红蛋白；

将从上述第1光波导出射的光的光强度作为第1光强度进行测定的工序；

向上述第1分散介质施加磁场的工序；

在上述磁场的施加后，将从上述第1光波导出射的光的光强度作为第2光强度进行测定的工序；以及

根据上述第1光强度和上述第2光强度之间的差分来对上述糖化血红蛋白进行定量的工序。

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