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JP2012242278A - Test reagent used for microchip - Google Patents

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JP2012242278A
JP2012242278A JP2011113588A JP2011113588A JP2012242278A JP 2012242278 A JP2012242278 A JP 2012242278A JP 2011113588 A JP2011113588 A JP 2011113588A JP 2011113588 A JP2011113588 A JP 2011113588A JP 2012242278 A JP2012242278 A JP 2012242278A
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JP
Japan
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microchip
test reagent
reagent
test
influenza
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Application number
JP2011113588A
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Japanese (ja)
Inventor
Takashi Momose
俊 百瀬
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Rohm Co Ltd
Original Assignee
Rohm Co Ltd
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Publication date
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a test reagent composed of dispersion liquid in which dispersoid is less likely to separate even when centrifugal force is applied to a microchip.SOLUTION: The test reagent of the present invention is used for a microchip for measuring an object to be measured. The test reagent is composed of dispersion liquid including a composite particle having a core particle and a metal layer covering a surface of the core particle, as dispersoid. Specific gravity of the composite particle is 10 or less. The core particle is preferably composed of material having the specific gravity of 0.8-1.2. The core particle is preferably composed of resin. In addition, the dispersion liquid is preferably colloidal dispersion.

Description

本発明は、マイクロチップに用いられる検査試薬に関する。マイクロチップは、DNA、タンパク質、細胞、免疫および血液等の生化学検査や環境分析、化学物質の合成などに使用されるものである。   The present invention relates to a test reagent used for a microchip. The microchip is used for biochemical tests such as DNA, proteins, cells, immunity and blood, environmental analysis, synthesis of chemical substances, and the like.

近年、医療や健康、食品、創薬などの分野で、DNA(Deoxyribo Nucleic Acid)や酵素、抗原、抗体、タンパク質、ウィルスおよび細胞などの生体物質、ならびに化学物質を検出あるいは定量する重要性が増してきており、それらを簡便に測定できる様々なバイオチップおよびマイクロ化学チップ(以下、これらを総称してマイクロチップと称する。)が提案されている。   In recent years, the importance of detecting or quantifying biological substances such as DNA (Deoxyribo Nucleic Acid), enzymes, antigens, antibodies, proteins, viruses and cells, and chemical substances has increased in the fields of medicine, health, food, and drug discovery. Various biochips and microchemical chips (hereinafter collectively referred to as microchips) that can easily measure them have been proposed.

マイクロチップは、実験室で行なっている一連の実験または分析操作を、数cm〜10cm角で、厚さ数mm〜数cm程度のチップ内で行なえることから、検体および試薬が微量で済み、コストが安く、反応速度が速く、ハイスループットな検査または分析ができ、検体を採取した現場で直ちに検査結果を得ることができるなど多くの利点を有している。   The microchip can perform a series of experiments or analysis operations performed in the laboratory within a chip of several cm to 10 cm square and a thickness of several mm to several cm. There are many advantages such as low cost, high reaction rate, high throughput testing or analysis, and the ability to obtain test results immediately at the sample collection site.

マイクロチップは、その内部に流体回路を有しており、該流体回路は、たとえば検査または分析の対象である検体(たとえば、血液等)と混合あるいは反応させる、または該検体を処理するための検査試薬を保持するための試薬保持部;該検体や検査試薬を計量するための計量部;検体と検査試薬とを混合するための混合部;該混合液について検査または分析を行なうための検出部などの各部位と、これら各部位を適切に接続する微細な流路とから主に構成される。マイクロチップは、典型的には、これに遠心力を印加可能な装置に載置して使用される。マイクロチップに適切な方向の遠心力を印加することにより、検体(または検体中の特定成分)および/または検査試薬の計量、検体(または検体中の特定成分)と検査試薬との混合、ならびに得られた混合液の検出部への導入等の処理を行なうことができる。なお、マイクロチップ内でなされる、各種液体(検体、検体中の特定成分、検査試薬、またはこれらのうちの2種以上の混合物もしくは反応物など)のある部位から他の部位への移送、計量、混合などの処理を以下では「流体処理」ということがある。   The microchip has a fluid circuit therein, and the fluid circuit mixes or reacts with a specimen (for example, blood or the like) to be examined or analyzed, or tests the specimen. A reagent holding unit for holding the reagent; a measuring unit for measuring the sample and the test reagent; a mixing unit for mixing the sample and the test reagent; a detection unit for performing inspection or analysis on the mixed solution, etc. And each of these parts and a fine flow path that appropriately connects these parts. The microchip is typically used by being mounted on a device capable of applying a centrifugal force thereto. By applying a centrifugal force in the appropriate direction to the microchip, the sample (or a specific component in the sample) and / or the test reagent are weighed, the sample (or a specific component in the sample) is mixed, and the test reagent is obtained. Processing such as introduction of the mixed liquid into the detection unit can be performed. Transfer and measurement of various liquids (specimens, specific components in the specimens, test reagents, or a mixture or reaction product of two or more of these) made in the microchip to other parts Hereinafter, the processing such as mixing may be referred to as “fluid processing”.

このような流体回路を備えた種々のマイクロチップが開示されている(たとえば、特許文献1:特開2006−239538号公報参照)。しかしながら、このような遠心力を印加することにより流体処理を行う場合において、検査試薬として金属コロイド試薬を用いる場合、金属の比重(たとえば、Au:19.3、Pt:21.45、Ag:10.49)は水の比重1に比べて重いため、流体処理における遠心力の印加により、図14に示すように、金コロイド試薬を含む混合液31中で金属5が分離してしまう場合があった。。   Various microchips provided with such a fluid circuit have been disclosed (for example, refer to Japanese Patent Application Laid-Open No. 2006-239538). However, when fluid treatment is performed by applying such centrifugal force, when a metal colloid reagent is used as a test reagent, the specific gravity of the metal (for example, Au: 19.3, Pt: 21.45, Ag: 10). .49) is heavier than the specific gravity 1 of water, and as a result of application of centrifugal force in fluid processing, the metal 5 may be separated in the mixed solution 31 containing the gold colloid reagent as shown in FIG. It was. .

特開2006−239538号公報JP 2006-239538 A

本発明は、マイクロチップに遠心力を印加した場合でも分散質の分離が生じにくい、分散液からなる検査試薬を提供することを目的とする。   An object of the present invention is to provide a test reagent made of a dispersion liquid, which hardly causes separation of dispersoids even when centrifugal force is applied to a microchip.

本発明は、被測定物を測定するためのマイクロチップに用いられる検査試薬であって、
コア粒子と該コア粒子の表面を覆う金属層とを備える複合粒子を、分散質として含有する分散液からなり、
前記複合粒子の比重が10以下であることを特徴とする、検査試薬である。
The present invention is a test reagent used in a microchip for measuring an object to be measured,
A composite particle comprising a core particle and a metal layer covering the surface of the core particle is composed of a dispersion containing a dispersoid,
The test reagent is characterized in that the specific gravity of the composite particles is 10 or less.

前記コア粒子は、比重が0.8〜1.2である材料からなることが好ましい。また、前記コア粒子は、樹脂からなることが好ましい。さらに、上記分散液はコロイド分散液であることが好ましい。   The core particles are preferably made of a material having a specific gravity of 0.8 to 1.2. Moreover, it is preferable that the said core particle consists of resin. Furthermore, the dispersion is preferably a colloidal dispersion.

上記金属層の表面に、上記被測定物と特異的に結合する性質を有する分子が固定化されていることが好ましい。   It is preferable that a molecule having a property of specifically binding to the object to be measured is immobilized on the surface of the metal layer.

上記マイクロチップは、少なくとも上記被測定物および上記検査試薬を遠心力を利用してある部位から他の部位へ移送するための構造を有することが好ましい。   The microchip preferably has a structure for transferring at least the object to be measured and the test reagent from one site to another site using centrifugal force.

本発明によれば、検査試薬としての特性は維持したまま、マイクロチップに遠心力を印加した場合でも分散質の分離が生じにくい、分散液からなる検査試薬を提供することができる。   ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the test reagent which consists of a dispersion liquid which does not produce separation of a dispersoid easily, even when a centrifugal force is applied to a microchip, maintaining the characteristic as a test reagent can be provided.

実施形態1の測定方法を説明するための模式的なグラフである。3 is a schematic graph for explaining the measurement method of the first embodiment. 実施形態2の測定方法を説明するための模式的なグラフである。6 is a schematic graph for explaining a measurement method according to Embodiment 2. 実施形態3の測定方法を説明するための模式的なグラフである。6 is a schematic graph for explaining a measurement method according to Embodiment 3. (a)〜(d)は、実施例1の測定方法の各工程におけるマイクロチップの上面模式図である。(A)-(d) is an upper surface schematic diagram of the microchip in each process of the measuring method of Example 1. FIG. 実施例1の測定結果を示すグラフである。3 is a graph showing measurement results of Example 1. (a)〜(d)は、実施例2の測定方法の各工程におけるマイクロチップの上面模式図である。(A)-(d) is an upper surface schematic diagram of the microchip in each process of the measuring method of Example 2. FIG. 実施例3の測定結果を示すグラフである。10 is a graph showing measurement results of Example 3. 実施例3の別の測定結果を示すグラフである。10 is a graph showing another measurement result of Example 3. (a)〜(e)は、実施例4の測定方法の各工程におけるマイクロチップの上面模式図である。(A)-(e) is an upper surface schematic diagram of the microchip in each process of the measuring method of Example 4. FIG. 実施例4の測定結果を示すグラフである。10 is a graph showing measurement results of Example 4. 実施例4の測定結果を示す別のグラフである。10 is another graph showing the measurement results of Example 4. 実施例4の測定結果を示す別のグラフである。10 is another graph showing the measurement results of Example 4. 実施例5の測定方法に用いられる検査試薬の模式断面図である。6 is a schematic cross-sectional view of a test reagent used in the measurement method of Example 5. FIG. 実施例5の測定方法の効果を説明するための模式上面図である。10 is a schematic top view for explaining the effect of the measurement method of Example 5. FIG.

本発明のマイクロチップは、各種化学合成、検査または分析等を、それが有する流体回路を用いて行なうことができるチップである。マイクロチップの大きさは、特に限定されず、たとえば縦横数cm〜10cm程度、厚さ数mm〜数cm程度とすることができる。   The microchip of the present invention is a chip that can perform various chemical synthesis, inspection, analysis, and the like using a fluid circuit included in the microchip. The size of the microchip is not particularly limited, and can be, for example, about several cm to 10 cm in length and width and about several mm to several cm in thickness.

マイクロチップは、例えば、少なくとも一方の表面に隔壁で区画された凹部を有する第1の基板と、この第1の基板の少なくとも上記一方の表面に貼合された第2の基板と、から構成される。マイクロチップの流体回路は、上記凹部および第2の基板の表面から構成される空間を含む。   The microchip is composed of, for example, a first substrate having a concave portion partitioned by a partition wall on at least one surface, and a second substrate bonded to at least the one surface of the first substrate. The The fluid circuit of the microchip includes a space constituted by the recess and the surface of the second substrate.

また、マイクロチップは、さらに3層以上の基板から構成されたものであってもよい。例えば、さらに、第1の基板が、第2の基板とは反対側の表面にも凹部を有しており、この凹部側に第2の基板と同様の第3の基板が貼合されていてもよい。この場合、流体回路は、第1の基板の第2の基板側表面に設けられた凹部と第2の基板の表面とから構成される空間からなる第1の流体回路、および、第1の基板の第3の基板側表面に設けられた凹部と第3の基板の表面とから構成される空間からなる第2の流体回路からなる2層構造を有する。ここで、「2層」とは、マイクロチップの厚み方向に関して異なる2つの位置に流体回路が設けられていることを意味する。かかる2層の流体回路は、第1の基板を厚み方向に貫通する貫通穴によって接続することができる。   Further, the microchip may be composed of a substrate having three or more layers. For example, the first substrate also has a recess on the surface opposite to the second substrate, and a third substrate similar to the second substrate is bonded to the recess side. Also good. In this case, the fluid circuit includes a first fluid circuit including a space formed by a recess provided on the second substrate side surface of the first substrate and the surface of the second substrate, and the first substrate. The second substrate has a two-layer structure composed of a second fluid circuit composed of a space formed by a recess provided on the third substrate side surface and the surface of the third substrate. Here, “two layers” means that fluid circuits are provided at two different positions in the thickness direction of the microchip. Such a two-layer fluid circuit can be connected by a through-hole penetrating the first substrate in the thickness direction.

基板同士を貼り合わせる方法としては、特に限定されるものではなく、たとえば貼り合わせる基板のうち、少なくとも一方の基板の貼り合わせ面を融解させて溶着させる方法(溶着法)、接着剤を用いて接着させる方法などを挙げることができる。溶着法としては、基板を加熱して溶着させる方法;レーザー等の光を照射して、光吸収時に発生する熱により溶着する方法(レーザー溶着);超音波を用いて溶着する方法などを挙げることができる。   The method for bonding the substrates together is not particularly limited. For example, among the substrates to be bonded, at least one of the bonded surfaces of the substrates is melted and welded (welding method), and bonded using an adhesive. And the like. Examples of the welding method include a method of welding by heating the substrate; a method of irradiating light such as a laser and welding by heat generated during light absorption (laser welding); and a method of welding using ultrasonic waves. Can do.

本発明のマイクロチップを構成する上記各基板の材質は、特に制限されず、たとえば、ポリエチレンテレフタレート(PET)、ポリエチレンナフタレート(PEN)、ポリブチレンテレフタレート(PBT)、ポリメチルメタクリレート(PMMA)、ポリカーボネート(PC)、ポリスチレン(PS)、ポリプロピレン(PP)、ポリエチレン(PE)、ポリアリレート樹脂(PAR)、アクリロニトリル・ブタジエン・スチレン樹脂(ABS)、スチレン−ブタジエン樹脂(スチレン−ブタジエン共重合体)、塩化ビニル樹脂(PVC)、ポリメチルペンテン樹脂(PMP)、ポリブタジエン樹脂(PBD)、生分解性ポリマー(BP)、シクロオレフィンポリマー(COP)、ポリジメチルシロキサン(PDMS)、ポリアセタール(POM)、ポリアミド(PA)などの有機材料;シリコン、ガラス、石英などの無機材料等を用いることができる。なかでも、流体回路の形成のし易さ等を考慮すると、樹脂を用いることが好ましい。   The material of each substrate constituting the microchip of the present invention is not particularly limited. For example, polyethylene terephthalate (PET), polyethylene naphthalate (PEN), polybutylene terephthalate (PBT), polymethyl methacrylate (PMMA), polycarbonate (PC), polystyrene (PS), polypropylene (PP), polyethylene (PE), polyarylate resin (PAR), acrylonitrile-butadiene-styrene resin (ABS), styrene-butadiene resin (styrene-butadiene copolymer), chloride Vinyl resin (PVC), polymethylpentene resin (PMP), polybutadiene resin (PBD), biodegradable polymer (BP), cycloolefin polymer (COP), polydimethylsiloxane (PDMS), polyacetal POM), polyamide (PA) organic materials such as; silicon, and glass, inorganic material such as quartz. Among these, it is preferable to use a resin in consideration of the ease of forming a fluid circuit.

第1の基板の表面に、流体回路を構成する凹部(パターン溝)および隔壁を形成する方法としては、特に制限されず、転写構造を有する金型を用いた射出成形法、インプリント法などを挙げることができる。凹部および隔壁の形状は適切な流体回路構造となるように決定される。   The method for forming the recesses (pattern grooves) and partition walls constituting the fluid circuit on the surface of the first substrate is not particularly limited, and injection molding using a mold having a transfer structure, imprinting, etc. Can be mentioned. The shapes of the recess and the partition are determined so as to obtain an appropriate fluid circuit structure.

マイクロチップにおいて、流体回路は、流体回路内の液体(検体、検体中の特定成分、液体試薬、および、これらのうちの2種以上の混合液または反応液など)に対して適切な流体処理を行なうことができるよう、流体回路内の適切な位置に配置された種々の部位を備えており、これらの部位は、微細な流路(接続流路)を介して適切に接続されている。流体回路内の部位としては、検査試薬を保持するための試薬保持部;検査試薬と検体とを混合するための混合部;得られた混合液についての検査または分析(たとえば、混合液中の特定成分の検出)を行なうための検出部などを挙げることができる。本発明のマイクロチップは、少なくとも試薬保持部と検出部とを備えている。1つのマイクロチップ内の検出部は1つであることが好ましい。   In the microchip, the fluid circuit performs an appropriate fluid treatment on the liquid in the fluid circuit (specimen, specific component in the specimen, liquid reagent, and a mixture or reaction liquid of two or more of these). In order to be able to carry out, various parts arranged at appropriate positions in the fluid circuit are provided, and these parts are appropriately connected through fine flow paths (connection flow paths). The part in the fluid circuit includes: a reagent holding part for holding a test reagent; a mixing part for mixing a test reagent and a specimen; a test or analysis of the obtained liquid mixture (for example, identification in a liquid mixture) And a detection unit for performing component detection). The microchip of the present invention includes at least a reagent holding unit and a detection unit. It is preferable that the number of detection units in one microchip is one.

ここで、「検体」とは、流体回路内に導入される、マイクロチップが行なう検査または分析等の対象となる物質であり、たとえば、全血、血漿、血清、尿、鼻腔ぬぐい液、鼻腔吸引液、鼻汁鼻かみ液、咽頭ぬぐい液が挙げられる。また、「検査試薬」とは、マイクロチップが行なう検査または分析の対象となる検体を処理する、または該検体と混合あるいは反応される試薬であり、通常、マイクロチップ使用前にあらかじめ流体回路の試薬保持部に内蔵されている。検体と検査試薬の少なくともいずれかは液体であることが好ましい。検体と検査試薬とを混合させることによって最終的に得られた混合液または反応液等は、たとえば、混合液を収容した検出部に光を照射し、透過する光の強度(透過率)を検出する方法や、検出部に保持された混合液についての吸収スペクトルを測定する方法等の光学測定などに供され、検査または分析が行なわれる。   Here, the “specimen” is a substance that is introduced into the fluid circuit and is a target for testing or analysis performed by the microchip. For example, whole blood, plasma, serum, urine, nasal wipes, nasal suction Liquid, nasal discharge, throat swab, and sore throat. In addition, the “test reagent” is a reagent that processes a sample to be tested or analyzed by the microchip, or is mixed or reacted with the sample. Usually, the reagent of the fluid circuit is used in advance before using the microchip. Built in the holding part. It is preferable that at least one of the specimen and the test reagent is a liquid. The liquid mixture or reaction liquid finally obtained by mixing the sample and the test reagent, for example, irradiates the detection unit containing the liquid mixture with light and detects the intensity (transmittance) of the transmitted light. This method is used for optical measurement such as a method for measuring the absorption spectrum of the mixed liquid held in the detection unit, and inspection or analysis is performed.

検体と検査試薬との混合、得られた混合液の検出部への導入などのような流体回路内における種々の流体処理は、たとえば、マイクロチップに対して、適切な方向の遠心力を順次印加することにより行なうことができる。マイクロチップへの遠心力の印加は、マイクロチップを、遠心力を印加可能な装置(遠心装置)に載置して行なうことができる。遠心装置は、通常、回転自在なローター(回転子)と、該ローター上に配置された回転自在なステージとを備えている。該ステージ上にマイクロチップを載置し、該ステージを回転させてローターに対するマイクロチップの角度を任意に設定することにより、マイクロチップに対して任意の方向の遠心力を印加することができる。   Various fluid treatments in the fluid circuit, such as mixing the sample and test reagent, and introducing the resulting mixture into the detection unit, for example, sequentially apply centrifugal force in the appropriate direction to the microchip. This can be done. Application of centrifugal force to the microchip can be performed by placing the microchip on a device (centrifuge) that can apply centrifugal force. A centrifuge device usually includes a rotatable rotor (rotor) and a rotatable stage disposed on the rotor. A centrifugal force in an arbitrary direction can be applied to the microchip by placing the microchip on the stage and rotating the stage to arbitrarily set the angle of the microchip with respect to the rotor.

検体と検査試薬とを混合させることによって最終的に得られた混合液は、たとえば、混合液を収容した検出部に光を照射し、透過する光の強度(透過率)を検出する方法;検出部に保持された混合液についての吸収スペクトルを測定する方法等の光学測定などに供され、検査または分析が行なわれる。   The mixed solution finally obtained by mixing the specimen and the test reagent is, for example, a method of detecting the intensity (transmittance) of the transmitted light by irradiating the detection unit containing the mixed solution with light; It is subjected to optical measurement such as a method of measuring the absorption spectrum of the mixed liquid held in the section, and inspection or analysis is performed.

マイクロチップは、複数種の被測定物を測定するために用いられるマイクロチップであってもよく、試薬保持部に、複数種の被測定物の各々に対応する複数種の検査試薬を備えていてもよい。この場合、複数種の検査試薬は、該検査試薬の各々とそれに対応する被測定物との反応によって生じる検出部での検出値の変化についての複数のタイムコースが、全て異なるように選択される。ここで、タイムコースとは、時間経過に伴う検出値の変化の様子を意味する。   The microchip may be a microchip used for measuring a plurality of types of objects to be measured, and the reagent holding portion includes a plurality of types of test reagents corresponding to each of the plurality of types of objects to be measured. Also good. In this case, the plurality of types of test reagents are selected such that a plurality of time courses regarding the change in the detection value at the detection unit caused by the reaction between each of the test reagents and the corresponding object to be measured are all different. . Here, the time course means a change in the detected value with the passage of time.

複数種の検査試薬は、1つの試薬保持部に複数種の検査試薬の混合液等として内蔵されていてもよく、別々の試薬保持部に各々の検査試薬が内蔵されていてもよい。   A plurality of types of test reagents may be incorporated as a mixed solution of a plurality of types of test reagents in one reagent holding unit, or each test reagent may be built in a separate reagent holding unit.

マイクロチップは、特に臨床現場即時検査に好適に用いることができる。臨床現場即時検査(Point of Care Testing:POCT)とは、小型分析器や迅速診断キットを用いて医療現場で行うリアルタイム検査である。例えば、インフルエンザウイルス検査、アデノウイルス検査などの感染症検査や、心筋梗塞または心筋傷害の有無を確認するトロポニンTの検査、全身状態を把握するための血液ガスや血球計数の検査、電解質や血糖の検査が挙げられる。   In particular, the microchip can be suitably used for an immediate clinical examination. The point-of-care test (POCT) is a real-time test performed at a medical site using a small analyzer or a rapid diagnostic kit. For example, infectious disease tests such as influenza virus test, adenovirus test, troponin T test to confirm the presence or absence of myocardial infarction or myocardial injury, blood gas and blood cell count test to grasp the general condition, electrolytes and blood glucose level Examination is mentioned.

本発明は、このような被測定物を測定するためのマイクロチップに用いられる検査試薬に関する。本発明の検査試薬は、コア粒子と該コア粒子の表面を覆う金属層とを備える複合粒子を分散質として含有する分散液からなり、上記複合粒子の比重が10以下であることを特徴とする。複合粒子の比重は、好ましくは5以下であり、より好ましくは2以下である。   The present invention relates to a test reagent used in a microchip for measuring such an object to be measured. The test reagent of the present invention comprises a dispersion containing, as a dispersoid, composite particles comprising core particles and a metal layer covering the surface of the core particles, and the specific gravity of the composite particles is 10 or less. . The specific gravity of the composite particles is preferably 5 or less, more preferably 2 or less.

上記コア粒子は、比重が0.8〜1.2である材料からなることが好ましい。これにより、分散質となる粒子の比重を、金属のみからなる粒子よりも小さくすることができる。   The core particles are preferably made of a material having a specific gravity of 0.8 to 1.2. Thereby, the specific gravity of the particle | grains used as a dispersoid can be made smaller than the particle | grains which consist only of a metal.

また、上記コア粒子は、樹脂からなることが好ましい。樹脂からなるコア粒子は、種々公知の方法により容易に粒子径を制御することが可能であるため、測定に最適な粒子径である金属コーティング分散質を作製でき、これにより測定感度を向上させることが可能となる。樹脂としては、たとえば、ポリエチレン(PE)、ポリプロピレン(PP)、ポリスチレン(PS)、ABS樹脂、AS樹脂、ポリカーボネート(PC)、ポリエチレンテレフタレート(PET)、ポリメチルペンテン(PMP)等が挙げられる。   Moreover, it is preferable that the said core particle consists of resin. The core particle made of resin can be easily controlled by various known methods, so it is possible to produce a metal coating dispersoid with the optimum particle size for measurement, thereby improving measurement sensitivity. Is possible. Examples of the resin include polyethylene (PE), polypropylene (PP), polystyrene (PS), ABS resin, AS resin, polycarbonate (PC), polyethylene terephthalate (PET), polymethylpentene (PMP), and the like.

金属層は、コア粒子の直径に対して十分に薄い層であることが好ましい。金属層を十分に薄くすることで、分散質である粒子全体の比重を1に近づけることができるため、遠心力を印加した際の検査試薬の分離を抑制することができる。好ましくは、金属層の厚さは、コア粒子の直径の10%以下であることが好ましく、より好ましくは3%以下、さらに好ましくは1%以下である。具体的な金属層の厚さは、好ましくは0.3〜100nmであり、より好ましくは1〜5nmである。金属層の材料としては、たとえば、金、白金、銀が挙げられる。   The metal layer is preferably a sufficiently thin layer with respect to the diameter of the core particle. By making the metal layer sufficiently thin, the specific gravity of the entire particle that is the dispersoid can be made close to 1, so that separation of the test reagent when a centrifugal force is applied can be suppressed. Preferably, the thickness of the metal layer is preferably 10% or less of the diameter of the core particle, more preferably 3% or less, and even more preferably 1% or less. The specific thickness of the metal layer is preferably 0.3 to 100 nm, more preferably 1 to 5 nm. Examples of the material for the metal layer include gold, platinum, and silver.

上記分散液はコロイド分散液であることが好ましい。本発明において、コロイド分散液とは、直径が1〜1000nmの粒子を分散質として含有する分散液である。   The dispersion is preferably a colloidal dispersion. In the present invention, the colloidal dispersion is a dispersion containing particles having a diameter of 1 to 1000 nm as a dispersoid.

上記金属層の表面に、上記被測定物と特異的に結合する性質を有する分子が固定化されていることが好ましい。被測定物に特異的に結合する性質を有する分子と被測定物の組み合わせとしては、たとえば、抗体と抗原、糖鎖とタンパク質、脂質とタンパク質、リガンド(低分子化合物)とタンパク質、タンパク質とタンパク質、一本鎖DNAと一本鎖DNAなどの組み合わせが挙げられる。   It is preferable that a molecule having a property of specifically binding to the object to be measured is immobilized on the surface of the metal layer. Examples of the combination of a molecule having the property of specifically binding to the analyte and the analyte include, for example, antibody and antigen, sugar chain and protein, lipid and protein, ligand (low molecular compound) and protein, protein and protein, Examples include a combination of single-stranded DNA and single-stranded DNA.

上記マイクロチップは、少なくとも上記被測定物および上記検査試薬を遠心力を利用してある部位から他の部位へ移送するための構造を有することが好ましい。   The microchip preferably has a structure for transferring at least the object to be measured and the test reagent from one site to another site using centrifugal force.

以下、実施形態を示して、本発明を詳細に説明する。
(実施形態1)
図1は、実施形態1の測定方法を説明するための模式的なグラフである。
Hereinafter, the present invention will be described in detail with reference to embodiments.
(Embodiment 1)
FIG. 1 is a schematic graph for explaining the measurement method of the first embodiment.

図1において、A1〜A3は、被測定物Aを含む検体と検査試薬1の混合液について、吸光度(検出値)のタイムコースを示す模式的なグラフである。A1、A2、A3の順に、検体中の被測定物Aの濃度は高くなっている。このタイムコースは、時間の経過に伴って検出値が増加する傾向を示す正のタイムコースである。   In FIG. 1, A1 to A3 are schematic graphs showing the time course of absorbance (detection value) for a mixed solution of the specimen including the object A to be measured and the test reagent 1. The concentration of the measurement object A in the sample increases in the order of A1, A2, and A3. This time course is a positive time course showing a tendency that the detected value increases with the passage of time.

B1〜B3は、被測定物Bを含む検体と検査試薬2の混合液について、吸光度(検出値)のタイムコースを示す模式的なグラフである。B1、B2、B3の順に、検体中の被測定物Bの濃度は高くなっている。このタイムコースも、時間の経過に伴って検出値が増加する傾向を示す正のタイムコースである。   B1 to B3 are schematic graphs showing the time course of absorbance (detection value) for the mixed solution of the specimen including the object to be measured B and the test reagent 2. The concentration of the measurement object B in the sample increases in the order of B1, B2, and B3. This time course is also a positive time course showing a tendency for the detected value to increase with time.

すなわち、本実施形態において、検査試薬1および2は、該検査試薬1、2の各々とそれに対応する被測定物A、Bとの反応によって生じる検出部での検出値の変化についての複数のタイムコースが、全て異なるように選択される。   That is, in this embodiment, the test reagents 1 and 2 have a plurality of times for the change in the detection value at the detection unit caused by the reaction between each of the test reagents 1 and 2 and the corresponding objects A and B. Courses are all selected differently.

なお、本実施形態では、検査試薬1、2は、その各々についてのタイムコースがいずれも正のタイムコースとなるように選択されているが、本発明においては、このように、複数のタイムコースの全てが、正のタイムコースまたは負のタイムコースのいずれかであってもよく、また、後述する実施形態2のように、複数のタイムコースが正のタイムコースおよび負のタイムコースの両者を含んでいてもよい。   In the present embodiment, the test reagents 1 and 2 are selected so that the time course of each of them is a positive time course. In the present invention, a plurality of time courses are thus provided. May be either a positive time course or a negative time course, and a plurality of time courses may be both a positive time course and a negative time course, as in Embodiment 2 described later. May be included.

また、本実施形態では、被測定物Aと検査試薬1との反応、および、被測定物Bと検査試薬2との反応のいずれにおいても反応は緩やかであるため、A1〜A3のタイムコースおよびB1〜B3のタイムコースは、いずれも、所定時間が経過した時点における検出値の変化速度に基づいて被測定物の検出を行うレート法に適したタイムコースである。   In this embodiment, since the reaction is slow in both the reaction between the object to be measured A and the test reagent 1 and the reaction between the object to be measured B and the test reagent 2, the time course of A1 to A3 and Each of the time courses B1 to B3 is a time course suitable for the rate method in which the object to be measured is detected based on the change speed of the detection value when a predetermined time has elapsed.

このような複数種の検査試薬を試薬保持部に備えたマイクロチップを用いることで、検査試薬1および2についてのタイムコースの違いから、被測定物AまたはBのいずれが検体中に含まれているかを検出することができる。また、予備的な測定により、あらかじめ図1のA1〜A3やB1〜B3のような測定結果を得ておき、その測定結果に基づいて検量線を作成しておけば、被測定物A、Bの濃度等を測定することもできる。なお、本実施形態は、検体が通常は被測定物AまたはBのいずれか一方のみしか含まないものである場合に好適に使用される。   By using a microchip equipped with such a plurality of types of test reagents in the reagent holding part, either the sample A or B to be measured is included in the sample due to the difference in the time course for the test reagents 1 and 2. It can be detected. In addition, if the measurement results such as A1 to A3 and B1 to B3 in FIG. 1 are obtained in advance by preliminary measurement and a calibration curve is created based on the measurement results, the objects A and B to be measured are obtained. It is also possible to measure the concentration and the like. Note that this embodiment is preferably used when the specimen normally contains only one of the objects A or B to be measured.

(実施形態2)
図2は、実施形態2の測定方法を説明するための模式的なグラフである。
(Embodiment 2)
FIG. 2 is a schematic graph for explaining the measurement method of the second embodiment.

図2において、A1〜A3は、被測定物Aを含む検体と検査試薬1の混合液について、吸光度(検出値)のタイムコースを示す模式的なグラフである。A1、A2、A3の順に、検体中の被測定物Aの濃度は高くなっている。このタイムコースは、時間の経過に伴って検出値が増加する傾向を示す正のタイムコースである。   In FIG. 2, A1 to A3 are schematic graphs showing the time course of absorbance (detection value) for the mixed solution of the specimen including the object to be measured A and the test reagent 1. The concentration of the measurement object A in the sample increases in the order of A1, A2, and A3. This time course is a positive time course showing a tendency that the detected value increases with the passage of time.

これに対して、B1〜B3は、被測定物Bを含む検体と検査試薬2の混合液について、吸光度(検出値)のタイムコースを示す模式的なグラフである。B1、B2、B3の順に、検体中の被測定物Bの濃度は高くなっている。このタイムコースは、時間の経過に伴って上記検出値が減少する傾向を示す負のタイムコースである。   On the other hand, B1 to B3 are schematic graphs showing the time course of the absorbance (detection value) for the mixed solution of the specimen including the object to be measured B and the test reagent 2. The concentration of the measurement object B in the sample increases in the order of B1, B2, and B3. This time course is a negative time course showing a tendency that the detected value decreases with the passage of time.

すなわち、本実施形態において、検査試薬1および2は、該検査試薬1、2の各々とそれに対応する被測定物A、Bとの反応によって生じる検出部での検出値の変化についての複数のタイムコースが、全て異なるように選択される。また、検査試薬1、2は、その複数のタイムコースが正のタイムコースおよび負のタイムコースの両者を含むように、選択される。このような各タイムコースは、通常、検査試薬の種類を選択することによって得ることができる。   That is, in this embodiment, the test reagents 1 and 2 have a plurality of times for the change in the detection value at the detection unit caused by the reaction between each of the test reagents 1 and 2 and the corresponding objects A and B. Courses are all selected differently. Further, the test reagents 1 and 2 are selected so that the plurality of time courses include both a positive time course and a negative time course. Such time courses can usually be obtained by selecting the type of test reagent.

なお、本実施形態では、被測定物Aと検査試薬1との反応、および、被測定物Bと検査試薬2との反応のいずれにおいても反応は緩やかであるため、A1〜A3のタイムコースおよびB1〜B3のタイムコースは、いずれも、所定時間が経過した時点における検出値の変化速度に基づいて被測定物の検出を行うレート法に適したタイムコースである。   In the present embodiment, since the reaction is slow in both the reaction between the object to be measured A and the test reagent 1 and the reaction between the object to be measured B and the test reagent 2, the time course of A1 to A3 and Each of the time courses B1 to B3 is a time course suitable for the rate method in which the object to be measured is detected based on the change speed of the detection value when a predetermined time has elapsed.

このような複数種の検査試薬を試薬保持部に備えたマイクロチップを用いることで、検査試薬1および2についてのタイムコースの違いから、被測定物AまたはBのいずれが検体中に含まれているかを検出することができる。本実施形態では、特に、検査試薬1および2についてのタイムコースが正と負のタイムコースであるため、検出結果におけるタイムコースが正または負のいずれであるかのみで、検体中に被測定物AまたはBのいずれが含まれているかを判別することができる。また、予備的な測定により、あらかじめ図2のA1〜A3やB1〜B3のような測定結果を得ておき、その測定結果に基づいて検量線を作成しておけば、被測定物A、Bの濃度等を測定することもできる。なお、本実施形態は、検体が通常は被測定物AまたはBのいずれか一方のみしか含まないものである場合に好適に使用される。   By using a microchip equipped with such a plurality of types of test reagents in the reagent holding part, either the sample A or B to be measured is included in the sample due to the difference in the time course for the test reagents 1 and 2. It can be detected. In the present embodiment, in particular, since the time courses for the test reagents 1 and 2 are positive and negative time courses, only the time course in the detection result is positive or negative, and the object to be measured is included in the sample. It is possible to determine whether A or B is included. In addition, if the measurement results such as A1 to A3 and B1 to B3 in FIG. 2 are obtained in advance by preliminary measurement and a calibration curve is created based on the measurement results, the measured objects A and B It is also possible to measure the concentration and the like. Note that this embodiment is preferably used when the specimen normally contains only one of the objects A or B to be measured.

(実施形態3)
図3は、実施形態3の測定方法を説明するための模式的なグラフである。
(Embodiment 3)
FIG. 3 is a schematic graph for explaining the measurement method of the third embodiment.

図3において、A1〜A3は、被測定物Aを含む検体と検査試薬1の混合液について、吸光度(検出値)のタイムコースを示す模式的なグラフである。A1、A2、A3の順に、検体中の被測定物Aの濃度は高くなっている。このタイムコースは、時間の経過に伴って検出値が増加する傾向を示す正のタイムコースである。また、A1〜A3のタイムコースは、被測定物Aと検査試薬1との反応速度が速く、吸光度(検出値)が初期の段階でほぼ定常状態となっているため、検出値の初期値に対する所定時間が経過した時点における検出値の変化量に基づいて被測定物の検出を行うエンドポイント法に適したタイムコースである。   In FIG. 3, A1 to A3 are schematic graphs showing the time course of absorbance (detection value) for the mixed solution of the specimen including the object to be measured A and the test reagent 1. The concentration of the measurement object A in the sample increases in the order of A1, A2, and A3. This time course is a positive time course showing a tendency that the detected value increases with the passage of time. Further, the time course of A1 to A3 is such that the reaction rate between the object A to be measured and the test reagent 1 is fast, and the absorbance (detected value) is in an almost steady state at the initial stage. This is a time course suitable for the endpoint method in which the object to be measured is detected based on the amount of change in the detected value when a predetermined time has elapsed.

B1〜B3は、被測定物Bを含む検体と検査試薬2の混合液について、吸光度(検出値)のタイムコースを示す模式的なグラフである。B1、B2、B3の順に、検体中の被測定物Bの濃度は高くなっている。このタイムコースも、時間の経過に伴って検出値が増加する傾向を示す正のタイムコースである。また、B1〜B3のタイムコースは、被測定物Bと検査試薬2との反応が緩やかであるため、所定時間が経過した時点における検出値の変化速度に基づいて被測定物の検出を行うレート法に適したタイムコースである。   B1 to B3 are schematic graphs showing the time course of absorbance (detection value) for the mixed solution of the specimen including the object to be measured B and the test reagent 2. The concentration of the measurement object B in the sample increases in the order of B1, B2, and B3. This time course is also a positive time course showing a tendency for the detected value to increase with time. Further, the time course of B1 to B3 is a rate at which the measurement object is detected based on the change rate of the detection value when a predetermined time has elapsed since the reaction between the measurement object B and the test reagent 2 is slow. It is a time course suitable for the law.

すなわち、本実施形態において、検査試薬1および2は、該検査試薬1、2の各々とそれに対応する被測定物A、Bとの反応によって生じる検出部での検出値の変化についてのタイムコースが、共に正のタイムコースであるが、一方がエンドポイント法に適したタイムコースであり、他方がレート法に適したタイムコースである。このような各タイムコースは、通常、検査試薬の種類を選択することによって得ることができる。   In other words, in this embodiment, the test reagents 1 and 2 have a time course for the change in the detection value at the detection unit caused by the reaction between each of the test reagents 1 and 2 and the corresponding objects A and B. Both are positive time courses, but one is a time course suitable for the end point method and the other is a time course suitable for the rate method. Such time courses can usually be obtained by selecting the type of test reagent.

このような複数種の検査試薬を試薬保持部に備えたマイクロチップを用いた場合、各検査試薬についてのタイムコースがいずれも正(または負)のタイムコースであっても、検体中に含まれる被測定物の判別が容易になる。また、予備的な測定により、あらかじめ図3のA1〜A3やB1〜B3のような測定結果を得ておき、その測定結果に基づいて検量線を作成しておけば、被測定物A、Bの濃度等を測定することもできる。   When such a microchip equipped with a plurality of types of test reagents in the reagent holding unit is used, even if the time course of each test reagent is a positive (or negative) time course, it is included in the sample. The object to be measured can be easily identified. Further, if preliminary measurement results such as A1 to A3 and B1 to B3 in FIG. 3 are obtained in advance, and a calibration curve is created based on the measurement results, the objects A and B to be measured are obtained. It is also possible to measure the concentration and the like.

(実施例1)
本実施例のマイクロチップ1を用いた流体処理の概要を、図4(a)〜(d)を参照して説明する。図4(a)〜(d)は、実施例1の測定方法の各工程におけるマイクロチップの上面模式図である。
Example 1
An outline of fluid processing using the microchip 1 of the present embodiment will be described with reference to FIGS. 4A to 4D are schematic top views of the microchip in each step of the measurement method of Example 1. FIG.

(1)混合工程
まず、図4(a)に示される状態にあるマイクロチップ1に対して、下向き(図4(a)の矢印の方向)に遠心力を印加する。これにより、試薬保持部10に内蔵された検査試薬11と、検体保持部20に導入された検体21とが、混合部30に導入され、混合液31となる(図4(b))。なお、検査試薬11は、インフルエンザAウィルス抗体が固定化されたラテックス試薬と、インフルエンザBウィルス抗体が固定化された金コロイド試薬との混合液である。
(1) Mixing Step First, centrifugal force is applied downward (in the direction of the arrow in FIG. 4A) to the microchip 1 in the state shown in FIG. As a result, the test reagent 11 incorporated in the reagent holding unit 10 and the sample 21 introduced into the sample holding unit 20 are introduced into the mixing unit 30 and become the mixed solution 31 (FIG. 4B). The test reagent 11 is a mixed solution of a latex reagent to which the influenza A virus antibody is immobilized and a gold colloid reagent to which the influenza B virus antibody is immobilized.

(2)検出部導入工程
次に、右向き(図4(b)の矢印の方向)に遠心力を印加する。これにより、混合液31は、接続流路を通って検出部40に導入される(図4(c))。
(2) Detection part introduction process Next, centrifugal force is applied rightward (the direction of the arrow of Drawing 4 (b)). Thereby, the liquid mixture 31 is introduce | transduced into the detection part 40 through a connection flow path (FIG.4 (c)).

(3)検出工程
検出部に充填された混合液31は、光学測定に供され、検査・分析が行なわれる。たとえば、図4(d)に示される矢印の方向から光を照射し、その透過光を測定することにより、混合液中の特定成分の検出等がなされる。
(3) Detection process The liquid mixture 31 with which the detection part was filled is used for an optical measurement, and a test | inspection and analysis are performed. For example, by irradiating light from the direction of the arrow shown in FIG. 4 (d) and measuring the transmitted light, a specific component in the liquid mixture is detected.

本実施例では、インフルエンザA陽性の罹患者およびインフルエンザB陽性の罹患者の各々から採取した鼻汁(鼻をかむことによって排出された液)、両者の等量混合液を検体として用いた。また、対照として、インフルエンザAおよびBに陰性の健常人から採取した鼻汁を用いた。   In this example, nasal discharge (liquid discharged by biting the nose) collected from each of influenza A positive affected persons and influenza B positive affected persons, and an equal mixture of both were used as specimens. As a control, nasal discharge collected from healthy people who were negative for influenza A and B was used.

被測定物であるインフルエンザAウィルスに対する検査試薬としては、インフルエンザAウィルス抗体が固定化されたラテックス試薬を用いた。インフルエンザBウィルスに対する検査試薬としては、インフルエンザBウィルス抗体が固定化された金コロイド試薬を用いた。測定に用いた光の波長は505nmとし、各検体につき3回の測定を行った。   As a test reagent for the influenza A virus, which is an object to be measured, a latex reagent on which an influenza A virus antibody was immobilized was used. As a test reagent for influenza B virus, a gold colloid reagent on which an influenza B virus antibody was immobilized was used. The wavelength of light used for the measurement was 505 nm, and three measurements were performed for each specimen.

図5は、実施例1の測定結果を示すグラフである。なお、図5では、全ての測定結果を重ねて表示している。図5に示されるように、インフルエンザA陽性、インフルエンザB陽性、両陽性、および、両陰性の全てを吸光度のタイムコースから判別できることが分かる。ここで、インフルエンザA陽性の検体についてのタイムコースは正のタイムコースであり、インフルエンザB陽性の検体についてのタイムコースは負のタイムコースである。なお、通常はインフルエンザAとインフルエンザBの両方に罹患すること(両陽性)はないと考えられているが、両陽性の場合も考慮して、インフルエンザA罹患者の鼻汁とインフルエンザB罹患者の鼻汁の等量混合液についても測定を行った。図5に示されるように両陽性の検体のタイムコースは、吸光度の変化速度が正から負に変化するという特徴を有している。これに対して、インフルエンザAまたはインフルエンザBのいずれかにのみ陽性の検体のタイムコースは、吸光度の変化速度が常に正であるか、または、常に負であるという特徴を有している。このタイムコースの違いに基づいて、両陽性の検体と、インフルエンザAまたはインフルエンザBのいずれかにのみ陽性の検体とを判別することが可能である。   FIG. 5 is a graph showing the measurement results of Example 1. In FIG. 5, all the measurement results are displayed in an overlapping manner. As FIG. 5 shows, it turns out that influenza A positive, influenza B positive, both positive, and both negative can be discriminate | determined from the time course of a light absorbency. Here, the time course for the influenza A positive specimen is a positive time course, and the time course for the influenza B positive specimen is a negative time course. In general, it is considered that both influenza A and influenza B are not affected (both positive), but considering both positive cases, nasal discharge of influenza A and influenza B Measurements were also made on an equal amount of the mixed solution. As shown in FIG. 5, the time course of both positive samples has a characteristic that the rate of change in absorbance changes from positive to negative. On the other hand, the time course of a specimen that is positive only for either influenza A or influenza B has a characteristic that the rate of change in absorbance is always positive or always negative. Based on this time course difference, it is possible to discriminate between both positive specimens and a specimen positive only for either influenza A or influenza B.

(実施例2)
図6(a)〜(d)は、実施例2の測定方法の各工程におけるマイクロチップの上面模式図である。本実施例では、図6(a)に示されるように、検査試薬11a,11bが別々の試薬保持部10a,10bに内蔵されている。それ以外の点は、実施例1と同様であるため説明は省略する。このような形態は、複数種の検査試薬を測定時まで分離して保持する必要がある場合に有効である。
(Example 2)
6A to 6D are schematic top views of the microchip in each step of the measurement method of Example 2. FIG. In this embodiment, as shown in FIG. 6A, the test reagents 11a and 11b are built in the separate reagent holding units 10a and 10b. Since the other points are the same as those in the first embodiment, description thereof is omitted. Such a form is effective when it is necessary to separate and hold a plurality of types of test reagents until measurement.

(実施例3)
本実施例では検出部における光学測定を、450nmおよび505nmの2波長を用いて行った。測定は、インフルエンザA陽性の検体(インフルエンザA罹患者の鼻汁)、インフルエンザB陽性の検体(インフルエンザB罹患者の鼻汁)、陰性の検体(健常人の鼻汁)について行った。それ以外の点は、実施例1と同様であるため説明は省略する。
(Example 3)
In this example, optical measurement at the detection unit was performed using two wavelengths of 450 nm and 505 nm. The measurement was performed on an influenza A positive sample (nasal discharge of an influenza A affected person), an influenza B positive sample (nasal discharge of an influenza B affected person), and a negative sample (a healthy person's nasal discharge). Since the other points are the same as those in the first embodiment, description thereof is omitted.

図7に、波長450nmの光の吸光度(A450)のグラフを示す。なお、インフルエンザB陽性の検体については、1/2希釈液、1/4希釈液についての測定結果も示す。図7から、波長450nmの光を用いた光学測定により、インフルエンザBウィルスのみを測定できることが分かる。 FIG. 7 shows a graph of the absorbance (A 450 ) of light having a wavelength of 450 nm. In addition, about the influenza B positive sample, the measurement result about 1/2 dilution liquid and 1/4 dilution liquid is also shown. FIG. 7 shows that only influenza B virus can be measured by optical measurement using light having a wavelength of 450 nm.

一方、図8は、波長505nmの光の吸光度(A505)から、波長450nmの光の吸光度(A450)×a(定数)を差し引いた値(A505−a×A450)のグラフである。ここで、定数aは、0.79である。この定数aは、ラテックス試薬とインフルエンザAウィルスの反応液についての、波長450nmの光の吸光度に対する波長505nmの光の吸光度の比率であり、ラテックス試薬に固有の値である。インフルエンザウィルスの濃度が変化してもこの比率aはほぼ一定であるとみなしている。なお、インフルエンザA陽性の検体については、1/2希釈液、1/4希釈液についての測定結果も示す。図8から、波長450nmおよび505nmの光を用いた光学測定により、インフルエンザBウィルスのみを測定できることが分かる。このように、複数の波長を用いて測定した場合、全体の測定結果(個々のタイムコースが合成されたタイムコース)から個々の測定結果(個々のタイムコース)を分離して、被測定物の濃度等を調べることができる。 On the other hand, FIG. 8 is a graph of a value (A 505 -a × A 450 ) obtained by subtracting the absorbance (A 450 ) × a (constant) of light having a wavelength of 450 nm from the absorbance (A 505 ) of light having a wavelength of 505 nm. . Here, the constant a is 0.79. This constant a is the ratio of the light absorbance at a wavelength of 505 nm to the light absorbance at a wavelength of 450 nm for the reaction solution of the latex reagent and influenza A virus, and is a value inherent to the latex reagent. Even if the concentration of influenza virus changes, the ratio a is considered to be almost constant. In addition, about the influenza A positive sample, the measurement result about 1/2 dilution liquid and 1/4 dilution liquid is also shown. FIG. 8 shows that only influenza B virus can be measured by optical measurement using light with wavelengths of 450 nm and 505 nm. In this way, when measuring using a plurality of wavelengths, the individual measurement results (individual time courses) are separated from the overall measurement results (in which the individual time courses are combined), and the measured object The concentration can be examined.

(実施例4)
本実施例のマイクロチップ1を用いた流体処理の概要を、図9(a)〜(e)を参照して説明する。図9(a)〜(e)は、実施例4の測定方法の各工程におけるマイクロチップの上面模式図である。
Example 4
An outline of fluid processing using the microchip 1 of the present embodiment will be described with reference to FIGS. 9A to 9E are schematic top views of a microchip in each step of the measurement method of Example 4. FIG.

(1)第1混合工程
まず、図9(a)に示される状態にあるマイクロチップ1に対して、左向き(図9(a)の矢印の方向)に遠心力を印加する。これにより、試薬保持部10aに内蔵された検査試薬11a(インフルエンザAウィルス抗体が固定化されたラテックス試薬)と、検体保持部20に導入された検体21とが、混合部30aに導入され、混合液31aとなる(図9(b))。
(1) First Mixing Step First, centrifugal force is applied to the microchip 1 in the state shown in FIG. 9A in the left direction (the direction of the arrow in FIG. 9A). As a result, the test reagent 11a (latex reagent with the influenza A virus antibody immobilized) incorporated in the reagent holding unit 10a and the sample 21 introduced into the sample holding unit 20 are introduced into the mixing unit 30a and mixed. It becomes the liquid 31a (FIG. 9B).

(2)第2混合工程
検査試薬11aと検体21とが混合されてから60秒後に、図9(b)に示される状態にあるマイクロチップ1に対して、下向き(図9(b)の矢印の方向)に遠心力を印加する。これにより、混合物30aに導入された混合液31aと、試薬保持部10bに内蔵された検査試薬11b(インフルエンザBウィルス抗体が固定化された金コロイド試薬)とが、混合部30bに導入され、混合液31bとなる(図9(c))。
(2) Second Mixing Step 60 seconds after the test reagent 11a and the specimen 21 are mixed, the microchip 1 in the state shown in FIG. 9B is directed downward (the arrow in FIG. 9B). Apply centrifugal force in the direction of As a result, the mixed solution 31a introduced into the mixture 30a and the test reagent 11b (gold colloid reagent with the influenza B virus antibody immobilized) incorporated in the reagent holding unit 10b are introduced into the mixing unit 30b and mixed. It becomes the liquid 31b (FIG.9 (c)).

(3)検出部導入工程
次に、右向き(図9(c)の矢印の方向)に遠心力を印加する。これにより、混合液31bは、接続流路を通って検出部40に導入される(図9(d))。
(3) Detection part introduction process Next, centrifugal force is applied rightward (the direction of the arrow of Drawing 9 (c)). Thereby, the liquid mixture 31b is introduced into the detection part 40 through a connection flow path (FIG.9 (d)).

(4)検出工程
検出部に充填された混合液31bは、光学測定に供され、検査・分析が行なわれる。たとえば、図9(d)に示される矢印の方向から光を照射し、その透過光を測定することにより、混合液中の特定成分の検出等がなされる。本実施例では波長505nmの光の吸光度を測定した。
(4) Detection process The liquid mixture 31b with which the detection part was filled is used for an optical measurement, and a test | inspection and analysis are performed. For example, by irradiating light from the direction of the arrow shown in FIG. 9 (d) and measuring the transmitted light, the specific component in the mixed liquid is detected. In this example, the absorbance of light having a wavelength of 505 nm was measured.

本実施例では、インフルエンザA罹患者の鼻汁またはその希釈液と、インフルエンザB罹患者の鼻汁またはその希釈液とを、組み合わせた液を検体として用いた。   In this example, a liquid obtained by combining the nasal discharge of an influenza A affected person or a diluted liquid thereof and the nasal discharge of an influenza B affected person or a diluted liquid thereof was used as a specimen.

被測定物であるインフルエンザAウィルスに対する検査試薬としては、インフルエンザAウィルス抗体が固定化されたラテックス試薬を用いた。インフルエンザBウィルスに対する検査試薬としては、インフルエンザBウィルス抗体が固定化された金コロイド試薬を用いた。測定に用いた光の波長は505nmとし、各検体につき1回の測定を行った。   As a test reagent for the influenza A virus, which is an object to be measured, a latex reagent on which an influenza A virus antibody was immobilized was used. As a test reagent for influenza B virus, a gold colloid reagent on which an influenza B virus antibody was immobilized was used. The wavelength of light used for the measurement was 505 nm, and measurement was performed once for each specimen.

測定結果を図10に示す。図10において、A0は、健常人の鼻汁のみの測定結果であり、A1は、インフルエンザB罹患者の鼻汁の1/2希釈液のみの測定結果であり、A2は、インフルエンザB罹患者の鼻汁のみの測定結果である。E0は、インフルエンザA罹患者の鼻汁のみの測定結果であり、D0、C0、B0は、それぞれ、インフルエンザA罹患者の鼻汁の1/2希釈液、1/4希釈液、1/8希釈液のみの測定結果である。E1は、インフルエンザA罹患者の鼻汁とインフルエンザB罹患者の鼻汁の1/2希釈液との等量混合液の測定結果であり、E2は、インフルエンザA罹患者の鼻汁とインフルエンザB罹患者の鼻汁との等量混合液の測定結果である。   The measurement results are shown in FIG. In FIG. 10, A0 is a measurement result of only a nasal discharge of a healthy person, A1 is a measurement result of only a 1/2 dilution of a nasal discharge of an influenza B affected person, and A2 is only a nasal discharge of an influenza B affected person. It is a measurement result. E0 is the measurement result of only the nasal discharge of those suffering from influenza A, and D0, C0, and B0 are respectively the 1/2 dilution, 1/4 dilution, and 1/8 dilution of the nasal discharge of influenza A affected persons. It is a measurement result. E1 is a measurement result of an equal volume mixture of a nasal discharge of an influenza A affected person and a ½ dilution of a nasal discharge of an influenza B affected person. E2 is a nasal discharge of an influenza A affected person and an influenza B affected person. It is a measurement result of an equivalent liquid mixture.

図11は、図10に示す測定結果から、ラテックス試薬(検査試薬11a)の混合時から金コロイド試薬(検査試薬11b)の混合時までのグラフを外挿したグラフである。このように、図10の0時間の吸光度(図10の矢印で示す部分)に基づいてインフルエンザAウィルスの測定が可能であることが分かる。   FIG. 11 is a graph obtained by extrapolating the graph from the measurement result shown in FIG. 10 to the time of mixing the latex reagent (test reagent 11a) to the time of mixing the gold colloid reagent (test reagent 11b). Thus, it can be seen that the influenza A virus can be measured based on the absorbance at 0 hours in FIG. 10 (the part indicated by the arrow in FIG. 10).

図12の「E1−E0」は、図10に示すE1の吸光度からE0の吸光度を引いた値のグラフであり、「E2−E0」は、図10に示すE2の吸光度からE0の吸光度を引いた値のグラフである。このようにして、インフルエンザBウィルスの測定が可能であることが分かる。   “E1-E0” in FIG. 12 is a graph of the value obtained by subtracting the E0 absorbance from the E1 absorbance shown in FIG. 10, and “E2-E0” is the E2 absorbance shown in FIG. 10 minus the E0 absorbance. It is a graph of the measured value. In this way, it can be seen that influenza B virus can be measured.

(実施例5)
本実施例では、実施例1で用いた金コロイド試薬に(金粒子の表面にインフルエンザAウィルス抗体が固定化された金粒子のコロイド分散液)に代えて、図13に示すような2層構造の粒子の表面に抗体が固定化された複合粒子のコロイド分散液を使用する。図13では、比重1程度の材料(樹脂など)からなるコア粒子50の表面に薄い金属コーティング(金属層)51が形成されている。そして、該金属コーティング51の表面には、インフルエンザAウィルス抗体などの抗体52が固定化されている。
(Example 5)
In this example, instead of the gold colloid reagent used in Example 1 (a colloidal dispersion of gold particles having influenza A virus antibody immobilized on the surface of gold particles), a two-layer structure as shown in FIG. A colloidal dispersion of composite particles in which antibodies are immobilized on the surface of the particles is used. In FIG. 13, a thin metal coating (metal layer) 51 is formed on the surface of the core particle 50 made of a material (resin or the like) having a specific gravity of about 1. An antibody 52 such as an influenza A virus antibody is immobilized on the surface of the metal coating 51.

遠心力を利用して流体処理を行うマイクロチップにおいて、検査試薬として金属コロイド試薬を用いる場合、金属の比重(たとえば、Au:19.3、Pt:21.45、Ag:10.49)は水の比重1に比べて重いため、流体処理における遠心力の印加により、図14に示すように、金コロイド試薬を含む混合液31中で金属5が分離してしまう場合があった。   In a microchip that performs fluid processing using centrifugal force, when a metal colloid reagent is used as a test reagent, the specific gravity of the metal (for example, Au: 19.3, Pt: 21.45, Ag: 10.49) is water. Therefore, the metal 5 may be separated in the mixed solution 31 containing the colloidal gold reagent as shown in FIG. 14 due to the application of centrifugal force in the fluid processing.

これに対して、本実施例では、試薬中の複合粒子の比重は、コア材料50の比重と同程度であるため、流体処理における遠心力の印加によりバイオチップ内の混合液中で抗体が固定化された粒子が分離してしまう現象を抑制することができる。   In contrast, in this example, the specific gravity of the composite particles in the reagent is approximately the same as the specific gravity of the core material 50, so that the antibody is immobilized in the liquid mixture in the biochip by applying centrifugal force in fluid processing. The phenomenon that separated particles are separated can be suppressed.

また、比重1程度の材料が樹脂である場合、該樹脂からなるコア粒子50は、種々公知の方法により容易に粒子径を制御することが可能であるため、これにより測定感度を向上させることが可能である。樹脂としては、たとえば、ポリエチレン(PE)、ポリプロピレン(PP)、ポリスチレン(PS)、ABS樹脂、AS樹脂、ポリカーボネート(PC)、ポリエチレンテレフタレート(PET)、ポリメチルペンテン(PMP)が挙げられる。金属コーティング51の材料としては、たとえば、金、白金、銀等が挙げられる。   Further, when the material having a specific gravity of about 1 is a resin, the core particle 50 made of the resin can be easily controlled in particle diameter by various known methods, so that the measurement sensitivity can be improved. Is possible. Examples of the resin include polyethylene (PE), polypropylene (PP), polystyrene (PS), ABS resin, AS resin, polycarbonate (PC), polyethylene terephthalate (PET), and polymethylpentene (PMP). Examples of the material of the metal coating 51 include gold, platinum, silver, and the like.

なお、金属コロイド試薬を用いる場合、光と金属表面に存在する自由電子と相互作用による表面プラズモン共鳴を利用して測定が行われる。本実施例の金属コロイド試薬においても、金属コーティング(金属層)の表面に自由電子が存在し、表面プラズモン現象が発現するため、免疫反応等の体外診断用の検査試薬として必要な特性は維持している。このように、本実施例の金属コロイド試薬は、検査試薬としての特性は維持したまま、遠心力を印加しても分離しないという好ましい特性を有しており、特に遠心力を利用して流体処理を行うマイクロチップに好適に用いることができる。   When a metal colloid reagent is used, measurement is performed using surface plasmon resonance due to interaction between light and free electrons existing on the metal surface. Even in the metal colloid reagent of this example, free electrons exist on the surface of the metal coating (metal layer), and surface plasmon phenomenon appears, so the characteristics necessary for in vitro diagnostic reagents such as immune reactions are maintained. ing. As described above, the metal colloid reagent of this example has a preferable characteristic that it does not separate even when a centrifugal force is applied while maintaining the characteristic as a test reagent. It can be suitably used for a microchip that performs the above.

今回開示された実施の形態および実施例はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。   It should be understood that the embodiments and examples disclosed herein are illustrative and non-restrictive in every respect. The scope of the present invention is defined by the terms of the claims, rather than the description above, and is intended to include any modifications within the scope and meaning equivalent to the terms of the claims.

1 マイクロチップ、10,10a,10b 試薬保持部、11,11a,11b 検査試薬、20,20a,20b 検体保持部、21,21a,21b 検体、30,30a,30b 混合部、31,31a,31b 混合液、40 検出部、5 金属、50 コア粒子、51 金属コーティング(金属層)、52 抗体。   1 Microchip, 10, 10a, 10b Reagent holding unit, 11, 11a, 11b Test reagent, 20, 20a, 20b Sample holding unit, 21, 21a, 21b Sample, 30, 30a, 30b Mixing unit, 31, 31a, 31b Mixed solution, 40 detector, 5 metal, 50 core particles, 51 metal coating (metal layer), 52 antibody.

Claims (6)

被測定物を測定するためのマイクロチップに用いられる検査試薬であって、
コア粒子と該コア粒子の表面を覆う金属層とを備える複合粒子を、分散質として含有する分散液からなり、
前記複合粒子の比重が10以下であることを特徴とする、検査試薬。
A test reagent used in a microchip for measuring an object to be measured,
A composite particle comprising a core particle and a metal layer covering the surface of the core particle is composed of a dispersion containing a dispersoid,
A test reagent, wherein the specific gravity of the composite particles is 10 or less.
前記コア粒子は、比重が0.8〜1.2である材料からなる、請求項1に記載の検査試薬。   The test reagent according to claim 1, wherein the core particle is made of a material having a specific gravity of 0.8 to 1.2. 前記コア粒子は、樹脂からなる、請求項1または2に記載の検査試薬。   The test reagent according to claim 1, wherein the core particle is made of a resin. 前記分散液はコロイド分散液である、請求項1に記載の検査試薬。   The test reagent according to claim 1, wherein the dispersion is a colloidal dispersion. 前記金属層の表面に、前記被測定物と特異的に結合する性質を有する分子が固定化されている、請求項1に記載の検査試薬。   The test reagent according to claim 1, wherein a molecule having a property of specifically binding to the object to be measured is immobilized on the surface of the metal layer. 前記マイクロチップは、少なくとも前記被測定物および前記検査試薬を遠心力を利用してある部位から他の部位へ移送するための構造を有する、請求項1に記載の検査試薬。   The test reagent according to claim 1, wherein the microchip has a structure for transferring at least the object to be measured and the test reagent from one site to another site using centrifugal force.
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2015152229A1 (en) * 2014-03-31 2015-10-08 ブラザー工業株式会社 Detection chip and detection system

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH08211060A (en) * 1994-10-27 1996-08-20 Bayer Corp Methods for conjugating antibodies to novel latex substrates and their use in immunoassays
JP2007225576A (en) * 2006-02-27 2007-09-06 Canon Inc Reagent, element, and method for detection
JP2009180688A (en) * 2008-02-01 2009-08-13 Panasonic Corp Analytical method using analytical device

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH08211060A (en) * 1994-10-27 1996-08-20 Bayer Corp Methods for conjugating antibodies to novel latex substrates and their use in immunoassays
JP2007225576A (en) * 2006-02-27 2007-09-06 Canon Inc Reagent, element, and method for detection
JP2009180688A (en) * 2008-02-01 2009-08-13 Panasonic Corp Analytical method using analytical device

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2015152229A1 (en) * 2014-03-31 2015-10-08 ブラザー工業株式会社 Detection chip and detection system
JP2015195750A (en) * 2014-03-31 2015-11-09 ブラザー工業株式会社 inspection chip and inspection system

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