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WO2021014864A1 - 測定方法および測定装置 - Google Patents

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Publication number
WO2021014864A1
WO2021014864A1 PCT/JP2020/024579 JP2020024579W WO2021014864A1 WO 2021014864 A1 WO2021014864 A1 WO 2021014864A1 JP 2020024579 W JP2020024579 W JP 2020024579W WO 2021014864 A1 WO2021014864 A1 WO 2021014864A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
signal value
measured
blood
substance
value
Prior art date
Application number
PCT/JP2020/024579
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
貴紀 村山
Original Assignee
コニカミノルタ株式会社
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 コニカミノルタ株式会社 filed Critical コニカミノルタ株式会社
Priority to JP2021533879A priority Critical patent/JP7469309B2/ja
Publication of WO2021014864A1 publication Critical patent/WO2021014864A1/ja

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Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/62—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light
    • G01N21/63—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light optically excited
    • G01N21/64—Fluorescence; Phosphorescence
    • 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

Definitions

  • the present invention relates to a measuring method and a measuring device for measuring the amount of a substance to be measured in a liquid component of blood.
  • SPR Surface plasmon resonance
  • SPFS surface Plasmon-field enhanced Fluorescence Spectroscopy
  • a trap for example, a primary antibody capable of specifically binding to a substance to be measured is immobilized on a metal membrane to form a reaction field for specifically capturing the substance to be measured.
  • a sample for example, blood
  • a capture substance labeled with a fluorescent substance for example, a secondary antibody
  • the substance to be measured bound to the reaction field is labeled with the fluorescent substance.
  • the fluorescent substance labeling the substance to be measured is excited by the electric field enhanced by SPR and emits fluorescence. Therefore, by detecting fluorescence, the presence or amount of the substance to be measured can be detected.
  • the fluorescent substance is excited by the electric field enhanced by SPR, the substance to be measured can be measured with high sensitivity.
  • the measured value is the mass of the substance to be measured per unit volume of the liquid component (plasma or serum) in blood. It is indicated by the amount of signal corresponding to it. Since the proportion of liquid component in blood varies from person to person, it is not possible to uniformly convert the measured value of blood (whole blood) into the measured value of liquid component. Therefore, when blood is used as a sample, the hematocrit value (ratio of the volume of blood cells in the blood) of the blood is measured, and the hematocrit value is used to measure the blood component (plasma or serum). Is being converted to.
  • Patent Document 1 when measuring the amount of a substance to be measured in a liquid component of blood using surface plasma resonance, the conversion coefficient is calculated using the hematocrit value measured using surface plasma resonance.
  • a measuring method for calculating and converting a measured value of blood into a measured value of a liquid component (plasma or serum) is described.
  • a device for measuring the hematocrit value such as a centrifuge or a device for measuring electric conductivity or hemoglobinometry. , It is said that the amount of the substance to be measured in the liquid component of blood can be measured.
  • Patent Document 1 The inventor of the present application has found that the measurement method described in Patent Document 1 has room for improvement in the accuracy of the measured value of the liquid component of blood calculated from the measured value of blood using the conversion coefficient.
  • An object of the present invention is to provide a measuring method and a measuring device capable of measuring the amount of a substance to be measured in a liquid component of blood with higher accuracy.
  • the measuring method is a method for measuring the amount of the substance to be measured in the liquid component of blood, and has a reaction field in which the trap is immobilized.
  • the step of providing a diluted solution of blood on the reaction field of the measuring chip and binding the substance to be measured and the trapped body contained in the diluted solution and the step of binding the substance to be measured and the trapped body are combined.
  • the first signal By multiplying the value by the conversion coefficient c represented by the following equation (1), the first signal value is converted into the second signal value.
  • df is the dilution ratio of the diluent calculated by the following formula (2)
  • Ht is the hematocrit value of the blood
  • k is the type of the substance to be measured and the dilution ratio df. It is a predetermined coefficient according to.
  • a is the amount of blood in the diluent and e is the amount of liquid other than blood in the diluent.
  • the measuring device is a device for measuring the amount of the substance to be measured in the liquid component of blood, and is a reaction field in which the trap is immobilized.
  • a first signal value indicating the amount of the substance to be measured in the diluted solution of blood is calculated from the detection unit that detects the optical change caused by the coupling with the detection unit and the detection result of the detection unit, and the first signal value is calculated.
  • It has a processing unit that converts a signal value of 1 into a second signal value indicating the amount of the substance to be measured in the liquid component of the blood, and the processing unit converts the first signal value into the first signal value.
  • the first signal value is multiplied by the conversion coefficient c represented by the following formula (1) to convert the first signal value into the second signal value.
  • Convert. In the formula (1), df is the dilution ratio of the diluent calculated by the following formula (2), Ht is the hematocrit value of the blood, and k is the type of the substance to be measured and the dilution ratio df. It is a predetermined coefficient according to.)
  • a is the amount of blood in the diluent and e is the amount of liquid other than blood in the diluent.
  • the substance to be measured in the liquid component of blood can be measured with higher accuracy.
  • FIG. 1 is a schematic view showing the configuration of a surface plasmon excitation-enhanced fluorescence analyzer according to an embodiment.
  • FIG. 2 is a flowchart showing an example of the operation procedure of the apparatus shown in FIG.
  • FIG. 3 is a graph showing the predicted value and the measured value of the signal value of the substance to be measured at each hematocrit value.
  • FIG. 4A is a graph showing the relationship between the hematocrit value of blood and the signal value corrected by using the conventional conversion coefficient c'.
  • FIG. 4B is a graph showing the relationship between the concentration of the substance to be measured and the signal value corrected by using the conventional conversion coefficient c'.
  • FIG. 5 is a graph showing the relationship between the theoretical value and the measured value of the signal value at each hematocrit value.
  • the amount of the substance to be measured contained in blood (whole blood: blood not separated and diluted) is measured by surface plasmon excitation enhanced fluorescence spectroscopy (SPFS).
  • SPFS surface plasmon excitation enhanced fluorescence spectroscopy
  • FIG. 1 is a schematic view showing the configuration of a surface plasmon excitation enhanced fluorescence analyzer (SPFS apparatus) 100 according to an embodiment of the present invention.
  • the SPFS device 100 includes an excitation light irradiation unit 110, a reflected light detection unit 120, a fluorescence detection unit 130, a liquid feed unit 140, a transfer unit 150, and a control unit 160.
  • the SPFS device 100 is used with the measuring chip 10 mounted on the chip holder 152 of the transport unit 150. Therefore, the measuring chip 10 will be described first, and then each component of the SPFS device 100 will be described.
  • the measuring chip 10 includes a prism 20 having an incident surface 21, a film forming surface 22, and an emitting surface 23, a metal film 30 formed on the film forming surface 22, and a flow arranged on the film forming surface 22 or the metal film 30. It has a road cover 40 and. Normally, the measuring chip 10 is replaced at each analysis.
  • the measuring chip 10 is preferably a structure in which each piece has a length of several mm to several cm, but even a smaller structure or a larger structure that is not included in the category of “chip” may be used. Good.
  • the prism 20 is made of a dielectric material that is transparent to the excitation light ⁇ .
  • the prism 20 has an incident surface 21, a film forming surface 22, and an emitting surface 23.
  • the incident surface 21 causes the excitation light ⁇ from the excitation light irradiation unit 110 to enter the inside of the prism 20.
  • a metal film 30 is arranged on the film-forming surface 22.
  • the excitation light ⁇ incident on the inside of the prism 20 is reflected by the back surface of the metal film 30 to become reflected light ⁇ . More specifically, the excitation light ⁇ is reflected at the interface (deposition surface 22) between the prism 20 and the metal film 30 to become reflected light ⁇ .
  • the exit surface 23 emits the reflected light ⁇ to the outside of the prism 20.
  • the shape of the prism 20 is not particularly limited.
  • the shape of the prism 20 is a pillar body having a trapezoidal bottom surface.
  • the surface corresponding to one base of the trapezoid is the film forming surface 22, the surface corresponding to one leg is the incident surface 21, and the surface corresponding to the other leg is the exit surface 23.
  • the trapezoid to be the bottom surface is preferably an isosceles trapezoid. As a result, the incident surface 21 and the exit surface 23 become symmetrical, and the S wave component of the excitation light ⁇ is less likely to stay in the prism 20.
  • the incident surface 21 is formed so that the excitation light ⁇ does not return to the excitation light irradiation unit 110.
  • the light source of the excitation light ⁇ is a laser diode (hereinafter, also referred to as “LD”)
  • LD laser diode
  • the angle of the incident surface 21 is set so that the excitation light ⁇ is not incident perpendicularly to the incident surface 21 in the scanning range centered on the ideal resonance angle or enhancement angle.
  • the "resonance angle” means the incident angle when the amount of reflected light ⁇ emitted from the exit surface 23 is minimized when the incident angle of the excitation light ⁇ with respect to the metal film 30 is scanned.
  • the "enhanced angle” is scattered light having the same wavelength as the excitation light ⁇ emitted above the measurement chip 10 when the incident angle of the excitation light ⁇ with respect to the metal film 30 is scanned (hereinafter, “plasmon scattered light””. It means the incident angle when the amount of light of ⁇ is maximized.
  • the angle between the incident surface 21 and the film forming surface 22 and the angle between the film forming surface 22 and the emitting surface 23 are both about 80 °.
  • the resonance angle (and the augmentation angle in the immediate vicinity thereof) is roughly determined by the design of the measurement chip 10.
  • the design elements include the refractive index of the prism 20, the refractive index of the metal film 30, the film thickness of the metal film 30, the extinction coefficient of the metal film 30, the wavelength of the excitation light ⁇ , and the like.
  • the substance to be measured captured on the metal film 30 shifts the resonance angle and the enhancement angle, but the amount is less than a few degrees.
  • the prism 20 has not a little birefringence characteristic.
  • materials for the prism 20 include resin and glass.
  • the material of the prism 20 is preferably a resin having a refractive index of 1.4 to 1.6 and a small birefringence.
  • the metal film 30 is arranged on the film forming surface 22 of the prism 20.
  • an interaction occurs between the photons of the excitation light ⁇ incident on the film forming surface 22 under total reflection conditions and the free electrons in the metal film 30, and a localized field is generated on the surface of the metal film 30.
  • Light commonly referred to as “evanescent light” or “proximity field light” can be produced.
  • the material of the metal film 30 is not particularly limited as long as it is a metal capable of causing surface plasmon resonance.
  • Examples of the material of the metal film 30 include gold, silver, copper, aluminum, and alloys thereof.
  • the metal film 30 is a gold thin film.
  • the method for forming the metal film 30 is not particularly limited. Examples of methods for forming the metal film 30 include sputtering, vapor deposition, and plating.
  • the thickness of the metal film 30 is not particularly limited, but is preferably in the range of 30 to 70 nm.
  • a trapping body for capturing the substance to be measured is immobilized on the surface of the metal film 30 that does not face the prism 20 (the surface of the metal film 30). By immobilizing the trap, it becomes possible to selectively measure the substance to be measured.
  • the trap is uniformly immobilized in a predetermined region (reaction field) on the metal film 30.
  • the type of capture body is not particularly limited as long as it can capture the substance to be measured.
  • the trap is an antibody or fragment thereof specific for the substance to be measured.
  • the flow path lid 40 is arranged on the metal film 30.
  • the flow path lid 40 may be arranged on the film forming surface 22.
  • a flow path groove is formed on the back surface of the flow path lid 40, and the flow path lid 40 forms a flow path 41 through which the liquid flows together with the metal film 30 (and the prism 20).
  • liquids include blood, plasma, serum containing a substance to be measured or a diluted solution thereof, a labeling solution containing a capture substance labeled with a fluorescent substance, a reference solution, a washing solution and the like.
  • the trapped body immobilized on the metal film 30 is exposed in the flow path 41. Both ends of the flow path 41 are connected to an injection port and an discharge port (not shown) formed on the upper surface of the flow path lid 40, respectively.
  • the flow path lid 40 is preferably made of a material that is transparent to the fluorescent ⁇ emitted from the metal film 30 and the plasmon scattered light ⁇ .
  • the material of the flow path lid 40 include a resin. If the portion that extracts the fluorescent ⁇ and the plasmon scattered light ⁇ to the outside is transparent to the fluorescent ⁇ and the plasmon scattered light ⁇ , the other portion of the flow path lid 40 may be formed of an opaque material.
  • the flow path lid 40 is joined to the metal film 30 or the prism 20 by, for example, bonding with double-sided tape or an adhesive, laser welding, ultrasonic welding, crimping using a clamp member, or the like.
  • the excitation light ⁇ is incident on the prism 20 from the incident surface 21.
  • the excitation light ⁇ incident on the prism 20 is incident on the metal film 30 at a total reflection angle (angle at which SPR occurs).
  • the localized field light excites the fluorescent substance that labels the substance to be measured existing on the metal film 30, and emits fluorescent ⁇ .
  • the SPFS device 100 measures the amount of the substance to be measured by measuring the amount of light of the fluorescent ⁇ emitted from the fluorescent substance.
  • the SPFS device 100 includes an excitation light irradiation unit 110, a reflected light detection unit 120, a fluorescence detection unit 130, a liquid feed unit 140, a transfer unit 150, and a control unit 160.
  • the excitation light irradiation unit 110 and the fluorescence detection unit 130 (when measuring the substance to be measured by SPFS) or the reflected light detection unit 120 (when measuring the substance to be measured by the SPR method as described later) are the chip holder 152. It functions as a detection unit for detecting an optical change caused by a bond between a substance to be measured contained in blood and a trap in the measuring chip 10 held in the blood.
  • the excitation light irradiation unit 110 irradiates the metal film 30 of the measurement chip 10 held in the chip holder 152 with the excitation light ⁇ from the prism 20 side.
  • the excitation light irradiation unit 110 emits only the P wave with respect to the metal film 30 toward the incident surface 21 so that the incident angle with respect to the metal film 30 is an angle that causes SPR.
  • the "excitation light” is light that directly or indirectly excites a fluorescent substance.
  • the excitation light ⁇ is light that generates localized field light that excites a fluorescent substance on the surface of the metal film 30 when the metal film 30 is irradiated through the prism 20 at an angle at which SPR is generated.
  • the excitation light irradiation unit 110 includes a light source unit 111, an angle adjusting mechanism 112, and a light source control unit 113.
  • the light source unit 111 emits excitation light ⁇ that is collimated and has a constant wavelength and light amount so that the shape of the irradiation spot on the back surface of the metal film 30 is substantially circular.
  • the light source unit 111 includes, for example, a light source for excitation light ⁇ , a beam shaping optical system, an APC mechanism, and a temperature adjusting mechanism (all not shown).
  • the type of light source is not particularly limited, and is, for example, a laser diode (LD).
  • Other examples of light sources include light emitting diodes, mercury lamps, and other laser light sources.
  • the light emitted from the light source is not a beam, the light emitted from the light source is converted into a beam by a lens, a mirror, a slit, or the like.
  • the light emitted from the light source is not monochromatic light, the light emitted from the light source is converted into monochromatic light by a diffraction grating or the like.
  • the light emitted from the light source is not linearly polarized light, the light emitted from the light source is converted into linearly polarized light by a polarizer or the like.
  • the beam shaping optical system includes, for example, a collimator, a bandpass filter, a linear polarizing filter, a half-wave plate, a slit, a zoom means, and the like.
  • the beam shaping optical system may include all of these, or may include some of them.
  • the collimator collimates the excitation light ⁇ emitted from the light source.
  • the bandpass filter converts the excitation light ⁇ emitted from the light source into narrow-band light having only a central wavelength. This is because the excitation light ⁇ from the light source has a slight wavelength distribution width.
  • the linear polarization filter turns the excitation light ⁇ emitted from the light source into fully linearly polarized light.
  • the half-wave plate adjusts the polarization direction of the excitation light ⁇ so that the P wave component is incident on the metal film 30.
  • the slit and the zoom means adjust the beam diameter and contour shape of the excitation light ⁇ so that the shape of the irradiation spot on the back surface of the metal film 30 becomes a circle of a predetermined size.
  • the APC mechanism controls the light source so that the output of the light source is constant. More specifically, the APC mechanism detects the amount of light branched from the excitation light ⁇ with a photodiode (not shown) or the like. Then, the APC mechanism controls the output of the light source to be constant by controlling the input energy with the regression circuit.
  • the temperature control mechanism is, for example, a heater or a Peltier element.
  • the wavelength and energy of the emitted light from the light source may vary with temperature. Therefore, by keeping the temperature of the light source constant by the temperature adjusting mechanism, the wavelength and energy of the emitted light of the light source are controlled to be constant.
  • the angle adjusting mechanism 112 adjusts the incident angle of the excitation light ⁇ with respect to the metal film 30 (the interface between the prism 20 and the metal film 30 (deposition surface 22)).
  • the angle adjusting mechanism 112 makes the optical axis of the excitation light ⁇ and the chip holder 152 relative to each other in order to irradiate the excitation light ⁇ toward a predetermined position of the metal film 30 at a predetermined incident angle via the prism 20. Rotate.
  • the angle adjusting mechanism 112 rotates the light source unit 111 around an axis orthogonal to the optical axis of the excitation light ⁇ (the axis perpendicular to the paper surface in FIG. 1).
  • the position of the rotation axis is set so that the position of the irradiation spot on the metal film 30 hardly changes even if the incident angle is scanned.
  • the angle at which the amount of plasmon scattered light ⁇ is maximized is the enhancement angle.
  • the basic incident conditions of the excitation light ⁇ are determined by the material and shape of the prism 20 of the measuring chip 10, the film thickness of the metal film 30, the refractive index of the liquid in the flow path 41, and the like, but the fluorescent substance in the flow path 41.
  • the optimum incident conditions vary slightly depending on the type and amount of light, the shape error of the prism 20, and the like. Therefore, it is preferable to obtain the optimum enhancement angle for each measurement.
  • the light source control unit 113 controls various devices included in the light source unit 111 to control the emission of the excitation light ⁇ from the light source unit 111.
  • the light source control unit 113 is composed of, for example, a known computer or microcomputer including an arithmetic unit, a control device, a storage device, an input device, and an output device.
  • the reflected light detection unit 120 when the excitation light irradiation unit 110 irradiates the metal film 30 of the measurement chip 10 with the excitation light ⁇ in order to measure the resonance angle or the like, the metal film 30 (the film-forming surface of the prism 20) The amount of the excitation light ⁇ (reflected light ⁇ ) reflected in 22) is detected.
  • the reflected light detection unit 120 includes a light receiving sensor 121, an angle adjusting mechanism 122, and a sensor control unit 123.
  • the light receiving sensor 121 is arranged at a position where the reflected light ⁇ is incident, and measures the amount of the reflected light ⁇ .
  • the type of the light receiving sensor 121 is not particularly limited.
  • the light receiving sensor 121 is a photodiode (PD).
  • the angle adjusting mechanism 122 adjusts the position (angle) of the light receiving sensor 121 according to the incident angle of the excitation light ⁇ with respect to the metal film 30.
  • the angle adjusting mechanism 122 relatively rotates the light receiving sensor 121 and the chip holder 152 so that the reflected light ⁇ is incident on the light receiving sensor 121.
  • the sensor control unit 123 controls detection of the output value of the light receiving sensor 121, management of the sensitivity of the light receiving sensor 121 based on the detected output value, change of the sensitivity of the light receiving sensor 121 in order to obtain an appropriate output value, and the like.
  • the sensor control unit 123 is composed of, for example, a known computer or microcomputer including an arithmetic unit, a control device, a storage device, an input device, and an output device.
  • the fluorescence detection unit 130 detects the amount of light emitted from the vicinity of the surface of the metal film 30 that does not face the prism 20 when the excitation light irradiation unit 110 irradiates the metal film 30 of the measurement chip 10 with the excitation light ⁇ . To do. Specifically, the fluorescence detection unit 130 detects the fluorescence ⁇ generated by irradiating the metal film 30 with the excitation light ⁇ . If necessary, the fluorescence detection unit 130 also detects the plasmon scattered light ⁇ generated by irradiating the metal film 30 with the excitation light ⁇ .
  • the fluorescence detection unit 130 includes a light receiving unit 131, a position switching mechanism 132, and a sensor control unit 133.
  • the light receiving unit 131 is arranged in the normal direction of the metal film 30 of the measuring chip 10.
  • the light receiving unit 131 includes a first lens 134, an optical filter 135, a second lens 136, and a light receiving sensor 137.
  • the first lens 134 is, for example, a condensing lens, which condenses the light emitted from the metal film 30.
  • the second lens 136 is, for example, an imaging lens, and the light collected by the first lens 134 is imaged on the light receiving surface of the light receiving sensor 137.
  • the optical path between the two lenses is a substantially parallel optical path.
  • the optical filter 135 is arranged between the two lenses.
  • the optical filter 135 guides only the fluorescence component to the light receiving sensor 137 and removes the excitation light component (plasmon scattered light ⁇ ) in order to detect the fluorescence ⁇ at a high S / N ratio.
  • the optical filter 135 include an excitation light reflection filter, a short wavelength cut filter and a bandpass filter.
  • the optical filter 135 is, for example, a filter including a multilayer film that reflects a predetermined light component, or a colored glass filter that absorbs a predetermined light component.
  • the light receiving sensor 137 detects fluorescence ⁇ and plasmon scattered light ⁇ .
  • the light receiving sensor 137 has high sensitivity capable of detecting weak fluorescence ⁇ from a minute amount of the substance to be measured.
  • the light receiving sensor 137 is, for example, a photomultiplier tube (PMT) or an avalanche photodiode (APD).
  • the position switching mechanism 132 switches the position of the optical filter 135 on or out of the optical path of the light receiving unit 131. Specifically, when the light receiving sensor 137 detects the fluorescence ⁇ , the optical filter 135 is arranged on the optical path of the light receiving unit 131, and when the light receiving sensor 137 detects the plasmon scattered light ⁇ , the optical filter 135 is placed on the light receiving unit 131. Place it outside the optical path of.
  • the sensor control unit 133 controls detection of the output value of the light receiving sensor 137, management of the sensitivity of the light receiving sensor 137 based on the detected output value, change of the sensitivity of the light receiving sensor 137 in order to obtain an appropriate output value, and the like.
  • the sensor control unit 133 is composed of, for example, a known computer or microcomputer including an arithmetic unit, a control device, a storage device, an input device, and an output device.
  • the liquid feeding unit 140 supplies a sample (diluted blood), a labeling liquid, a reference liquid, a washing liquid, and the like into the flow path 41 of the measuring chip 10 held in the chip holder 152.
  • the liquid feed unit 140 includes a liquid chip 141, a syringe pump 142 and a liquid feed pump drive mechanism 143.
  • the liquid chip 141 is a container for containing liquids such as a sample (blood or a diluted solution of blood), a labeling solution, a reference solution, and a washing solution.
  • a plurality of containers are usually arranged according to the type of liquid, or a chip in which a plurality of containers are integrated is arranged.
  • the syringe pump 142 is composed of a syringe 144 and a plunger 145 capable of reciprocating in the syringe 144.
  • the reciprocating motion of the plunger 145 quantitatively sucks and drains the liquid. If the syringe 144 is replaceable, cleaning of the syringe 144 becomes unnecessary. Therefore, it is preferable from the viewpoint of preventing the mixing of impurities. If the syringe 144 is not configured to be replaceable, the syringe 144 can be used without replacement by further adding a configuration for cleaning the inside of the syringe 144.
  • the liquid feed pump drive mechanism 143 includes a drive device for the plunger 145 and a moving device for the syringe pump 142.
  • the driving device of the syringe pump 142 is a device for reciprocating the plunger 145, and includes, for example, a stepping motor.
  • a drive device including a stepping motor is preferable from the viewpoint of controlling the residual liquid amount of the measuring tip 10 because the liquid feeding amount and the liquid feeding speed of the syringe pump 142 can be controlled.
  • the moving device of the syringe pump 142 for example, freely moves the syringe pump 142 in two directions, an axial direction (for example, a vertical direction) of the syringe 144 and a direction crossing the axial direction (for example, a horizontal direction).
  • the moving device of the syringe pump 142 is composed of, for example, a robot arm, a two-axis stage, or a vertically movable turntable.
  • the liquid feeding unit 140 sucks various liquids from the liquid tip 141 and supplies them into the flow path 41 of the measuring tip 10. At this time, by moving the plunger 145, the liquid reciprocates in the flow path 41 in the measurement chip 10, and the liquid in the flow path 41 is agitated. As a result, it is possible to make the concentration of the liquid uniform and promote the reaction (for example, the antigen-antibody reaction) in the flow path 41. From the viewpoint of performing such an operation, the injection port of the measuring tip 10 is protected by a multilayer film, and the measuring tip 10 and the syringe 144 can seal the injection port when the syringe 144 penetrates the multilayer film. It is preferably configured.
  • the liquid in the flow path 41 is sucked again by the syringe pump 142 and discharged to the liquid tip 141 or the like.
  • reactions with various liquids, washing, and the like can be carried out, and the substance to be measured labeled with the fluorescent substance can be arranged in the reaction field in the flow path 41.
  • the transport unit 150 transports the measuring tip 10 to the measuring position or the liquid feeding position and fixes it.
  • the “measurement position” means that the excitation light irradiation unit 110 irradiates the measurement chip 10 with the excitation light ⁇ , and the reflected light ⁇ , fluorescence ⁇ , or plasmon scattered light ⁇ generated accordingly is detected by the reflected light detection unit 120 or fluorescence detection. This is the position detected by the unit 130.
  • the "liquid feeding position” is a position where the liquid feeding unit 140 supplies the liquid into the flow path 41 of the measuring chip 10 or removes the liquid in the flow path 41 of the measuring chip 10.
  • the transport unit 150 includes a transport stage 151 and a tip holder 152.
  • the tip holder 152 is fixed to the transport stage 151 and holds the measuring tip 10 detachably.
  • the shape of the chip holder 152 is such that it can hold the measurement chip 10 and does not obstruct the optical path of the excitation light ⁇ , the reflected light ⁇ , the fluorescence ⁇ , and the plasmon scattered light ⁇ .
  • the chip holder 152 is provided with an opening for passing the excitation light ⁇ , the reflected light ⁇ , the fluorescence ⁇ , and the plasmon scattered light ⁇ .
  • the transport stage 151 moves the tip holder 152 in one direction and vice versa.
  • the transport stage 151 also has a shape that does not obstruct the optical paths of the excitation light ⁇ , the reflected light ⁇ , the fluorescence ⁇ , and the plasmon scattered light ⁇ .
  • the transport stage 151 is driven by, for example, a stepping motor or the like.
  • the control unit 160 controls the angle adjustment mechanism 112, the light source control unit 113, the angle adjustment mechanism 122, the sensor control unit 123, the position switching mechanism 132, the sensor control unit 133, the liquid feed pump drive mechanism 143, and the transfer stage 151. Further, the control unit 160 calculates a first signal value indicating the amount of the substance to be measured in the blood diluent from the detection result of the fluorescence detection unit 130 (detection unit), and calculates the calculated first signal value. It also functions as a processing unit that converts the amount of the substance to be measured in the liquid component of blood into a second signal value.
  • the control unit 160 uses the first signal value as a conversion coefficient c obtained by correcting the hematocrit value of blood according to the type of the substance to be measured and the dilution ratio of the blood diluent. By multiplying, the first signal value is converted into the second signal value.
  • the control unit 160 is composed of, for example, a known computer or microcomputer including an arithmetic unit, a control device, a storage device, an input device, and an output device.
  • the conversion coefficient c includes a coefficient k for correcting the hematocrit value of blood according to the type of the substance to be measured and the dilution rate of the blood diluent (see formula (1)).
  • the coefficient k is predetermined before the step of converting the first signal value into the second signal value, and changes depending on the type of the substance to be measured and the dilution rate of the blood diluent.
  • FIG. 2 is a flowchart showing an example of the operation procedure of the SPFS device 100.
  • the measuring chip 10 is installed in the chip holder 152 of the SPFS device 100.
  • the inside of the flow path 41 is washed so that the trapping body can appropriately capture the substance to be measured contained in the sample (diluted blood). Remove the moisturizer.
  • a blood diluent (sample) is provided on the reaction field of the metal film 30 of the measurement chip, and the substance to be measured contained in the blood diluent is bound to the trap (primary reaction; step S20).
  • the "diluted solution” means a liquid obtained by diluting blood with a liquid other than blood.
  • the control unit 160 operates the transfer stage 151 to move the measuring chip 10 to the liquid feeding position. After that, the control unit 160 operates the liquid feeding unit 140 to remove the liquid in the flow path 41 of the measuring chip 10 and introduce the diluted liquid of blood in the liquid chip 141 into the flow path 41.
  • the substance to be measured is captured on the reaction field of the metal film 30 by the antigen-antibody reaction. After that, the diluted solution of blood in the flow path 41 is removed, and the inside of the flow path is washed with a washing solution.
  • the enhancement angle is determined (step S30). Specifically, the control unit 160 operates the liquid feeding unit 140 to replace the cleaning liquid in the flow path 41 of the measuring chip 10 with a reference liquid for measurement (for example, a buffer liquid). Next, the control unit 160 operates the transfer stage 151 to move the measurement chip 10 to the measurement position. After that, the control unit 160 operates the fluorescence detection unit 130 to detect the plasmon scattered light while operating the excitation light irradiation unit 110 to scan the incident angle of the excitation light ⁇ with respect to the metal film 30. At this time, the control unit 160 operates the position switching mechanism 132 to arrange the optical filter 135 outside the optical path of the light receiving unit 131. Then, the control unit 160 determines the incident angle of the excitation light ⁇ when the amount of the plasmon scattered light is maximum as the enhancement angle. The determined augmentation angle is recorded in the control unit 160.
  • a reference liquid for measurement for example, a buffer liquid.
  • the control unit 160 operates the transfer stage 151 to move the measurement chip 10 to the measurement position
  • the optical blank value is measured (step S40).
  • the "optical blank value” means the amount of background light emitted above the measuring chip 10 in the measurement of fluorescence ⁇ (step S60).
  • the control unit 160 operates the excitation light irradiation unit 110 and the fluorescence detection unit 130 to irradiate the metal film 30 with the excitation light ⁇ and record the output value (optical blank value) of the light receiving sensor 137. To do.
  • the control unit 160 operates the angle adjusting mechanism 112 to set the incident angle of the excitation light ⁇ to the enhancement angle.
  • the control unit 160 controls the position switching mechanism 132 to arrange the optical filter 135 in the optical path of the light receiving unit 131.
  • the measured optical blank value is recorded in the control unit 160.
  • the substance to be measured captured on the reaction field of the metal film 30 is labeled with a fluorescent substance (secondary reaction; step S50).
  • the control unit 160 operates the transfer stage 151 to move the measuring chip 10 to the liquid feeding position.
  • the control unit 160 operates the liquid feeding unit 130 to remove the reference liquid in the flow path 41 of the measuring chip 10, and introduces a liquid (labeling liquid) containing a trap labeled with a fluorescent substance. ..
  • the substance to be measured captured on the metal film 30 is labeled with a fluorescent substance by the antigen-antibody reaction. After that, the labeling liquid in the flow path 41 is removed, and the inside of the flow path is washed with a cleaning liquid.
  • the amount of fluorescent ⁇ light is measured to obtain a first signal value indicating the amount of the substance to be measured in the diluted blood solution.
  • the control unit 160 operates the transfer stage 151 to move the measurement chip 10 to the measurement position. After that, the control unit 160 operates the excitation light irradiation unit 110 and the fluorescence detection unit 130 to irradiate the metal film 30 with the excitation light ⁇ and record the output value of the light receiving sensor 137.
  • control unit 160 operates the angle adjusting mechanism 112 to set the incident angle of the excitation light ⁇ to the enhancement angle. Further, the control unit 160 controls the position switching mechanism 132 to arrange the optical filter 135 in the optical path of the light receiving unit 131. The control unit 160 subtracts the optical blank value from the detected value and calculates a first signal value indicating the amount of the substance to be measured in the blood diluent. The first signal value is converted into the amount and concentration of the substance to be measured, if necessary. The first signal value is recorded in the control unit 160.
  • the first signal value measured in step S60 is converted into a second signal value indicating the amount of the substance to be measured in the liquid component of blood (step).
  • the control unit 160 converts the first signal value into the second signal value by multiplying the first signal value by the conversion coefficient c represented by the following equation (1).
  • the first signal value and the second signal value may be the amount of light of the fluorescent ⁇ , or may be converted values such as the amount and concentration of the substance to be measured.
  • df is the dilution ratio of the diluent calculated by the following formula (2)
  • Ht is the hematocrit value of blood
  • k is the type of the substance to be measured and the dilution ratio df. It is a predetermined coefficient.
  • a is the amount of blood in the diluent and e is the amount of liquid other than blood in the diluent.
  • the conversion coefficient c includes a coefficient k for correcting the hematocrit value of blood according to the type of the substance to be measured and the dilution rate of the blood diluent.
  • the coefficient k is predetermined before the step of converting the first signal value into the second signal value, and changes depending on the type of the substance to be measured and the dilution rate of the blood diluent.
  • the coefficient k is a predicted value obtained by calculating a signal value indicating the amount of the substance to be measured in the blood when the hematocrit value of the blood containing the substance to be measured is changed at a predetermined concentration in the liquid component, and a value in the blood.
  • the coefficient k is determined as the slope of an approximate straight line in a graph plotting expected and measured values (see FIG. 5).
  • the coefficient k is about 0.79.
  • the coefficient k is about 0.80.
  • the coefficient k is about 0.95.
  • the amount of the substance to be measured in the blood before dilution can be calculated more accurately from the first signal value indicating the amount of the substance to be measured in the diluted solution of blood. it can.
  • a signal value indicating the amount of myocardial troponin I (measured substance) in a diluted solution obtained by diluting blood (plasma) having a hematocrit value of 0% twice is measured.
  • This signal value is used as a reference signal value.
  • the hematocrit value of blood containing myocardial troponin I at the same concentration in the liquid component (plasma) is increased to 20%, 40% and 60%, respectively, when the reference signal value is 100%, the diluted solution of blood
  • the calculated signal values (theoretical values) indicating the amount of myocardial troponin I in the blood plasma are reduced to 89%, 75%, and 57%, respectively (see FIG. 3). This calculation can be easily performed considering that increasing the hematocrit value reduces the proportion of the liquid component (plasma) in the blood.
  • the liquid component of blood is used by using the conversion coefficient c'of the formula (the formula (3) below) described in Patent Document 1.
  • the concentration of the substance to be measured (myocardial troponin I) after the correction tends to be higher than the actual concentration, as shown in FIG. 4A. This tendency increases as the hematocrit value increases.
  • the results of blood having a concentration of myocardial troponin I (cTnI) in the liquid component (plasma) of 11.9 ng / L are shown in circles ( ⁇ ), and myocardial troponin I in the liquid component (plasma).
  • the result of blood having a concentration of (cTnI) of 69.5 ng / L is a triangle ( ⁇ ), and the result of blood having a concentration of myocardial troponin I (cTnI) in the liquid component (plasma) is a square ( ⁇ ).
  • the result of blood having a concentration of myocardial troponin I (cTnI) in the liquid component (plasma) of 81333.3 ng / L is shown by a diamond ( ⁇ ).
  • df is the dilution ratio of the diluent calculated by the formula (2)
  • Ht is the hematocrit value of blood.
  • FIG. 4B is a graph in which the data shown in FIG. 4A is re-plotted with the horizontal axis representing the concentration of myocardial troponin I (cTnI) and the vertical axis representing the rate of change of the signal value.
  • concentration of the substance to be measured when the concentration of the substance to be measured is low, the concentration of the substance to be measured (myocardial troponin I) after correction tends to be higher than the actual concentration.
  • the result with a hematocrit value of 0% is a circle ( ⁇ )
  • the result with a hematocrit value of 20% is a triangle ( ⁇ )
  • the result with a hematocrit value of 40% is a quadrangle ( ⁇ ).
  • the result of 60% is shown by a diamond ( ⁇ ).
  • the conversion coefficient c is taken into consideration in consideration of the relationship between the theoretical value and the actually measured value at each hematocrit value shown in FIG.
  • the hematocrit value is corrected according to the type of the substance to be measured and the dilution rate df.
  • FIG. 5 is a graph showing the relationship between the theoretical value and the measured value of the signal value at each hematocrit value. In this graph, the theoretical value is on the horizontal axis and the measured value is on the vertical axis.
  • the slope of the approximate straight line passing through each point should be 1, but as mentioned above, the slope of the approximate straight line is smaller than the theoretical value. It is 0.79.
  • this slope value (0.79 in this example) is used as the coefficient k for correcting the hematocrit value in the formula for calculating the conversion coefficient c.
  • the concentration of the substance to be measured when the concentration of the substance to be measured is low, the concentration of the substance to be measured (myocardial troponin I) after correction tends to be higher than the actual concentration (see FIG. 4B). Therefore, depending on the type of the substance to be measured, the hematocrit value Ht should be corrected using the coefficient k only when the amount of the substance to be measured is small, and the hematocrit value Ht should not be corrected when the amount of the substance to be measured is not small. It may be. That is, when the first signal value is less than a predetermined threshold value, the first signal value is obtained by multiplying the first signal value by the conversion coefficient c represented by the above equation (1).
  • the first signal value Converted to a second signal value, and when the first signal value is equal to or higher than a predetermined threshold value, the first signal value is multiplied by the conversion coefficient c'represented by the above equation (3). Then, the first signal value may be converted into the second signal value.
  • the threshold concentration of myocardial troponin I is 13 ng / L.
  • the method for measuring the hematocrit value of blood is not particularly limited, and can be appropriately selected from known methods such as the microhematocrit method, the wintrobe method, the electrical resistance method, and the method described in Patent Document 1.
  • the amount of the substance to be measured in the liquid component of blood can be measured.
  • the measuring method and measuring device using SPFS have been described in the above embodiment, the measuring method and measuring device according to the present invention are not limited to the measuring method and measuring device using SPFS.
  • the measuring method and measuring device according to the present invention may be a measuring method and measuring device using the SPR method.
  • the measuring device 100 measures the substance to be measured by measuring the amount of reflected light ⁇ as the first signal value without measuring the amount of light of fluorescence ⁇ . Therefore, the measurement of the optical blank value (step S40) and the secondary reaction (step S50) are unnecessary.
  • the measuring method and measuring device according to the present invention may measure the amount of the substance to be measured contained in blood without utilizing surface plasmon resonance (SPR).
  • Plasma contained myocardial troponin I (substance to be measured) at the same concentration and the hematocrit value was adjusted to 0%, 20%, 40% and 60%.
  • the same amount of physiological saline was added to each of these bloods to prepare a 2-fold diluted solution.
  • the first signal value indicating the concentration of myocardial troponin I in the diluted blood solution was measured.
  • the first signal value was converted into a second signal value by multiplying the obtained first signal value by the conversion coefficient c represented by the above equation (1).
  • the coefficient k was 0.79.
  • the first signal value was converted into the second signal value by multiplying the obtained first signal value by the conversion coefficient c'expressed by the above formula (3).
  • each blood has a different hematocrit value, but the concentration of myocardial troponin I in the liquid component (plasma) is the same. Therefore, originally, all the second signal values should be the same value.
  • Table 2 shows the hematocrit value, the conversion coefficient c'of the comparative example, the second signal value of the comparative example (correction value by the conversion coefficient c'), the conversion coefficient c of the example, and the second of the examples.
  • the signal value (correction value by the conversion coefficient c) is shown.
  • the second signal value of the comparative example and the second signal value of the example both show relative values when the value of blood (plasma) having a hematocrit value of 0% is taken as 100%.
  • the conversion coefficient c including the coefficient k represented by the equation (1) the conversion coefficient c'excluding the coefficient k represented by the equation (3) is used more correctly than in the case of using the conversion coefficient c'.
  • the signal value of 2 could be calculated.
  • the measuring method and measuring device according to the present invention are useful for, for example, clinical examinations because they can measure a substance to be measured in blood with high reliability.

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Abstract

本願発明の測定方法は、捕捉体が固定化された反応場を有する測定チップの前記反応場上に血液の希釈液を提供して、前記希釈液に含まれる被測定物質と前記捕捉体とを結合させる工程と、前記被測定物質と前記捕捉体とが結合しており、かつ前記反応場上に前記希釈液が存在しない状態で、前記希釈液中の前記被測定物質の量を示す第１のシグナル値を得る工程と、前記第１のシグナル値を前記血液の液体成分中の前記被測定物質の量を示す第２のシグナル値に変換する工程と、を含む。前記第１のシグナル値を前記第２のシグナル値に変換する工程では、前記第１のシグナル値に、前記被測定物質の種類などに応じて前記血液のヘマトクリット値を補正した変換係数ｃを掛けることで、前記第１のシグナル値を前記第２のシグナル値に変換する。

Description

測定方法および測定装置
　本願発明は、血液の液体成分中の被測定物質の量を測定する測定方法および測定装置に関する。
　臨床検査などにおいて、血液中のタンパク質やＤＮＡなどの微量の被測定物質を高感度かつ定量的に測定することができれば、患者の状態を迅速に把握して治療を行うことが可能となる。このため、血液中の被測定物質を高感度かつ定量的に測定できる方法が求められている。
　血液中の被測定物質を高感度に測定できる方法として、表面プラズモン共鳴（Surface Plasmon Resonance：以下「ＳＰＲ」と略記する）法および表面プラズモン励起増強蛍光分光法（Surface Plasmon-field enhanced Fluorescence Spectroscopy：以下「ＳＰＦＳ」と略記する）が知られている。これらの方法では、所定の条件で光を金属膜に照射すると表面プラズモン共鳴（ＳＰＲ）が生じることを利用する。
　たとえば、ＳＰＦＳでは、被測定物質に特異的に結合できる捕捉体（例えば１次抗体）を金属膜上に固定化して、被測定物質を特異的に捕捉するための反応場を形成する。この反応場に被測定物質を含む検体（例えば血液）を提供すると、被測定物質は反応場に結合する。次いで、蛍光物質で標識された捕捉体（例えば２次抗体）を反応場に提供すると、反応場に結合した被測定物質は蛍光物質で標識される。この状態で金属膜に励起光を照射すると、被測定物質を標識する蛍光物質は、ＳＰＲにより増強された電場により励起され、蛍光を放出する。したがって、蛍光を検出することで、被測定物質の存在またはその量を検出することができる。ＳＰＦＳでは、ＳＰＲにより増強された電場により蛍光物質を励起するため、高感度で被測定物質を測定することができる。
　一方、ＳＰＲやＳＰＦＳなどに限らず、各種測定方法で血液中の被測定物質を測定する場合、その測定値は、血液中の液体成分（血漿または血清）の単位体積当たりの被測定物質の質量や、それに相当するシグナル量などで示される。血液中の液体成分の割合は個々人で異なるため、血液（全血）の測定値を一律に液体成分の測定値に変換することはできない。このため、検体として血液を用いる場合は、その血液のヘマトクリット値（血液中の血球の体積の割合）を測定し、ヘマトクリット値を用いて血液の測定値を液体成分（血漿または血清）の測定値に変換することが行われている。
　たとえば、特許文献１には、表面プラズモン共鳴を利用して血液の液体成分中の被測定物質の量を測定する際に、表面プラズモン共鳴を利用して測定されたヘマトクリット値を用いて変換係数を算出し、血液の測定値を液体成分（血漿または血清）の測定値に変換する測定方法が記載されている。当該測定方法では、ヘマトクリット値を用いて測定値の補正を行うことにより、遠心分離機や電気伝導度またはヘモグロビン濃度の測定装置などのヘマトクリット値を測定するための装置を新たに用意しなくても、血液の液体成分中の被測定物質の量を測定することができるとされている。
国際公開第２０１５／１２９６１５号
　本願発明者は、特許文献１に記載の測定方法には、変換係数を用いて血液の測定値から算出される血液の液体成分の測定値の精度に改善の余地があることを見出した。
　本願発明の目的は、血液の液体成分中の被測定物質の量をより高い精度で測定することができる測定方法および測定装置を提供することである。
　上記課題を解決するため、本願発明の一実施の形態に係る測定方法は、血液の液体成分中の被測定物質の量を測定する方法であって、捕捉体が固定化された反応場を有する測定チップの前記反応場上に血液の希釈液を提供して、前記希釈液に含まれる被測定物質と前記捕捉体とを結合させる工程と、前記被測定物質と前記捕捉体とが結合しており、かつ前記反応場上に前記希釈液が存在しない状態で、前記希釈液中の前記被測定物質の量を示す第１のシグナル値を得る工程と、前記第１のシグナル値を前記血液の液体成分中の前記被測定物質の量を示す第２のシグナル値に変換する工程と、を含み、前記第１のシグナル値を前記第２のシグナル値に変換する工程では、前記第１のシグナル値に、以下の式（１）で表される変換係数ｃを掛けることで、前記第１のシグナル値を前記第２のシグナル値に変換する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
 （式（１）中、ｄｆは以下の式（２）で算出される前記希釈液の希釈率であり、Ｈｔは前記血液のヘマトクリット値であり、ｋは前記被測定物質の種類および希釈率ｄｆに応じて予め決められている係数である。）
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
 （式（２）中、ａは希釈液中の血液量であり、ｅは希釈液中の血液以外の液体の量である。）
　また、上記課題を解決するため、本願発明の一実施の形態に係る測定装置は、血液の液体成分中の被測定物質の量を測定する装置であって、捕捉体が固定化された反応場を有する測定チップを保持するためのホルダーと、前記ホルダーに保持された前記測定チップにおける、前記測定チップの前記反応場上に提供された血液の希釈液中に含まれる被測定物質と前記捕捉体との結合に起因する光学的変化を検出する検出部と、前記検出部の検出結果から前記血液の希釈液中の前記被測定物質の量を示す第１のシグナル値を算出するとともに、前記第１のシグナル値を前記血液の液体成分中の前記被測定物質の量を示す第２のシグナル値に変換する処理部と、を有し、前記処理部は、前記第１のシグナル値を前記第２のシグナル値に変換する際に、前記第１のシグナル値に、以下の式（１）で表される変換係数ｃを掛けることで、前記第１のシグナル値を前記第２のシグナル値に変換する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
 （式（１）中、ｄｆは以下の式（２）で算出される前記希釈液の希釈率であり、Ｈｔは前記血液のヘマトクリット値であり、ｋは前記被測定物質の種類および希釈率ｄｆに応じて予め決められている係数である。）
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
 （式（２）中、ａは希釈液中の血液量であり、ｅは希釈液中の血液以外の液体の量である。）
　本願発明によれば、血液の液体成分中の被測定物質をより高い精度で測定することができる。
図１は、実施の形態に係る表面プラズモン励起増強蛍光分析装置の構成を示す模式図である。 図２は、図１に示される装置の動作手順の一例を示すフローチャートである。 図３は、各ヘマトクリット値における被測定物質のシグナル値の予測値と実測値を示すグラフである。 図４Ａは、血液のヘマトクリット値と、従来の変換係数ｃ’を用いて補正されたシグナル値との関係を示すグラフである。図４Ｂは、被測定物質の濃度と、従来の変換係数ｃ’を用いて補正されたシグナル値との関係を示すグラフである。 図５は、各ヘマトクリット値におけるシグナル値の理論値と実測値との関係を示すグラフである。
　以下、本願発明の実施の形態について、図面を参照して詳細に説明する。ここでは、本願発明に係る測定装置および測定方法の代表例として、血液（全血：分離および希釈をしていない血液）に含まれる被測定物質の量を表面プラズモン励起増強蛍光分光法（ＳＰＦＳ）を用いて測定する表面プラズモン励起増強蛍光分析装置（ＳＰＦＳ装置）について説明する。
　図１は、本願発明の一実施の形態に係る表面プラズモン励起増強蛍光分析装置（ＳＰＦＳ装置）１００の構成を示す模式図である。図１に示されるように、ＳＰＦＳ装置１００は、励起光照射ユニット１１０、反射光検出ユニット１２０、蛍光検出ユニット１３０、送液ユニット１４０、搬送ユニット１５０および制御部１６０を有する。ＳＰＦＳ装置１００は、搬送ユニット１５０のチップホルダー１５２に測定チップ１０を装着した状態で使用される。そこで、測定チップ１０について先に説明し、その後にＳＰＦＳ装置１００の各構成要素について説明する。
　測定チップ１０は、入射面２１、成膜面２２および出射面２３を有するプリズム２０と、成膜面２２に形成された金属膜３０と、成膜面２２または金属膜３０上に配置された流路蓋４０と、を有する。通常、測定チップ１０は、分析のたびに交換される。測定チップ１０は、各片の長さが数ｍｍ～数ｃｍの構造物であることが好ましいが、「チップ」の範疇に含まれないより小型の構造物またはより大型の構造物であってもよい。
　プリズム２０は、励起光αに対して透明な誘電体からなる。プリズム２０は、入射面２１、成膜面２２および出射面２３を有する。入射面２１は、励起光照射ユニット１１０からの励起光αをプリズム２０の内部に入射させる。成膜面２２上には、金属膜３０が配置されている。プリズム２０の内部に入射した励起光αは、金属膜３０の裏面で反射して反射光βとなる。より具体的には、励起光αは、プリズム２０と金属膜３０との界面（成膜面２２）で反射して反射光βとなる。出射面２３は、反射光βをプリズム２０の外部に出射させる。
　プリズム２０の形状は、特に限定されない。本実施の形態では、プリズム２０の形状は、台形を底面とする柱体である。台形の一方の底辺に対応する面が成膜面２２であり、一方の脚に対応する面が入射面２１であり、他方の脚に対応する面が出射面２３である。底面となる台形は、等脚台形であることが好ましい。これにより、入射面２１と出射面２３と、が対称になり、励起光αのＳ波成分がプリズム２０内に滞留しにくくなる。
　入射面２１は、励起光αが励起光照射ユニット１１０に戻らないように形成される。励起光αの光源がレーザーダイオード（以下「ＬＤ」ともいう）である場合、励起光αがＬＤに戻ると、ＬＤの励起状態が乱れてしまい、励起光αの波長や出力が変動してしまう。そこで、理想的な共鳴角または増強角を中心とする走査範囲において、励起光αが入射面２１に垂直に入射しないように、入射面２１の角度が設定される。ここで「共鳴角」とは、金属膜３０に対する励起光αの入射角を走査した場合に、出射面２３から出射される反射光βの光量が最小となるときの、入射角を意味する。また、「増強角」とは、金属膜３０に対する励起光αの入射角を走査した場合に、測定チップ１０の上方に放出される励起光αと同一波長の散乱光（以下「プラズモン散乱光」という）δの光量が最大となるときの、入射角を意味する。本実施の形態では、入射面２１と成膜面２２との角度および成膜面２２と出射面２３との角度は、いずれも約８０°である。
　なお、測定チップ１０の設計により、共鳴角（およびその極近傍にある増強角）が概ね決まる。設計要素は、プリズム２０の屈折率や、金属膜３０の屈折率、金属膜３０の膜厚、金属膜３０の消衰係数、励起光αの波長などである。金属膜３０上に捕捉された被測定物質によって共鳴角および増強角がシフトするが、その量は数度未満である。
　プリズム２０は、複屈折特性を少なからず有する。プリズム２０の材料の例には、樹脂およびガラスが含まれる。プリズム２０の材料は、屈折率が１.４～１.６であり、かつ複屈折が小さい樹脂であることが好ましい。
　金属膜３０は、プリズム２０の成膜面２２上に配置されている。これにより、成膜面２２に全反射条件で入射した励起光αの光子と、金属膜３０中の自由電子との間で相互作用（ＳＰＲ）が生じ、金属膜３０の表面上に局在場光（一般に「エバネッセント光」または「近接場光」とも呼ばれる）を生じさせることができる。
　金属膜３０の材料は、表面プラズモン共鳴を生じさせうる金属であれば特に限定されない。金属膜３０の材料の例には、金、銀、銅、アルミニウム、これらの合金が含まれる。本実施の形態では、金属膜３０は、金薄膜である。金属膜３０の形成方法は、特に限定されない。金属膜３０の形成方法の例には、スパッタリング、蒸着、メッキが含まれる。金属膜３０の厚みは、特に限定されないが、３０～７０ｎｍの範囲内が好ましい。
　また、図１では図示しないが、金属膜３０のプリズム２０と対向しない面（金属膜３０の表面）には、被測定物質を捕捉するための捕捉体が固定化されている。捕捉体を固定化することで、被測定物質を選択的に測定することが可能となる。本実施の形態では、金属膜３０上の所定の領域（反応場）に、捕捉体が均一に固定化されている。捕捉体の種類は、被測定物質を捕捉することができれば特に限定されない。本実施の形態では、捕捉体は、被測定物質に特異的な抗体またはその断片である。
　流路蓋４０は、金属膜３０上に配置されている。金属膜３０がプリズム２０の成膜面２２の一部にのみ形成されている場合は、流路蓋４０は、成膜面２２上に配置されていてもよい。流路蓋４０の裏面には、流路溝が形成されており、流路蓋４０は、金属膜３０（およびプリズム２０）と共に、液体が流れる流路４１を形成する。液体の例には、被測定物質を含む血液、血漿、血清またはこれらの希釈液や、蛍光物質で標識された捕捉体を含む標識液、基準液、洗浄液などが含まれる。金属膜３０に固定化されている捕捉体は、流路４１内に露出している。流路４１の両端は、流路蓋４０の上面に形成された不図示の注入口および排出口とそれぞれ接続されている。流路４１内へ液体が注入されると、液体は捕捉体に接触する。
　流路蓋４０は、金属膜３０上から放出される蛍光γおよびプラズモン散乱光δに対して透明な材料からなることが好ましい。流路蓋４０の材料の例には、樹脂が含まれる。蛍光γおよびプラズモン散乱光δを外部に取り出す部分が蛍光γおよびプラズモン散乱光δに対して透明であれば、流路蓋４０の他の部分は、不透明な材料で形成されていてもよい。流路蓋４０は、例えば、両面テープや接着剤などによる接着や、レーザー溶着、超音波溶着、クランプ部材を用いた圧着などにより金属膜３０またはプリズム２０に接合されている。
　図１に示されるように、励起光αは、入射面２１からプリズム２０内に入射する。プリズム２０内に入射した励起光αは、金属膜３０に全反射角度（ＳＰＲが生じる角度）で入射する。このように金属膜３０に対して励起光αをＳＰＲが生じる角度で照射することで、金属膜３０上に局在場光を発生させることができる。この局在場光により、金属膜３０上に存在する被測定物質を標識する蛍光物質が励起され、蛍光γが出射される。ＳＰＦＳ装置１００は、蛍光物質から放出された蛍光γの光量を測定することで、被測定物質の量を測定する。
　次に、ＳＰＦＳ装置１００の各構成要素について説明する。前述のとおり、ＳＰＦＳ装置１００は、励起光照射ユニット１１０、反射光検出ユニット１２０、蛍光検出ユニット１３０、送液ユニット１４０、搬送ユニット１５０および制御部１６０を有する。励起光照射ユニット１１０と、蛍光検出ユニット１３０（ＳＰＦＳで被測定物質を測定する場合）または反射光検出ユニット１２０（後述するようにＳＰＲ法で被測定物質を測定する場合）とは、チップホルダー１５２に保持された測定チップ１０における、血液中に含まれる被測定物質と捕捉体との結合に起因する光学的変化を検出する検出部として機能する。
　励起光照射ユニット１１０は、チップホルダー１５２に保持された測定チップ１０の金属膜３０にプリズム２０側から励起光αを照射する。蛍光γまたはプラズモン散乱光δの測定時には、励起光照射ユニット１１０は、金属膜３０に対する入射角がＳＰＲを生じさせる角度となるように、金属膜３０に対するＰ波のみを入射面２１に向けて出射する。ここで「励起光」とは、蛍光物質を直接または間接的に励起させる光である。たとえば、励起光αは、プリズム２０を介して金属膜３０にＳＰＲが生じる角度で照射されたときに、蛍光物質を励起させる局在場光を金属膜３０の表面上に生じさせる光である。励起光照射ユニット１１０は、光源ユニット１１１、角度調整機構１１２および光源制御部１１３を含む。
　光源ユニット１１１は、コリメートされ、かつ波長および光量が一定の励起光αを、金属膜３０裏面における照射スポットの形状が略円形となるように出射する。光源ユニット１１１は、例えば、励起光αの光源、ビーム整形光学系、ＡＰＣ機構および温度調整機構（いずれも不図示）を含む。
　光源の種類は、特に限定されず、例えばレーザーダイオード（ＬＤ）である。光源の他の例には、発光ダイオード、水銀灯、その他のレーザー光源が含まれる。光源から出射される光がビームでない場合は、光源から出射される光は、レンズや鏡、スリットなどによりビームに変換される。また、光源から出射される光が単色光でない場合は、光源から出射される光は、回折格子などにより単色光に変換される。さらに、光源から出射される光が直線偏光でない場合は、光源から出射される光は、偏光子などにより直線偏光の光に変換される。
　ビーム整形光学系は、例えば、コリメーターやバンドパスフィルター、直線偏光フィルター、半波長板、スリット、ズーム手段などを含む。ビーム整形光学系は、これらのすべてを含んでいてもよいし、一部を含んでいてもよい。コリメーターは、光源から出射された励起光αをコリメートする。バンドパスフィルターは、光源から出射された励起光αを中心波長のみの狭帯域光にする。光源からの励起光αは、若干の波長分布幅を有しているためである。直線偏光フィルターは、光源から出射された励起光αを完全な直線偏光の光にする。半波長板は、金属膜３０にＰ波成分が入射するように励起光αの偏光方向を調整する。スリットおよびズーム手段は、金属膜３０裏面における照射スポットの形状が所定サイズの円形となるように、励起光αのビーム径や輪郭形状などを調整する。
　ＡＰＣ機構は、光源の出力が一定となるように光源を制御する。より具体的には、ＡＰＣ機構は、励起光αから分岐させた光の光量を不図示のフォトダイオードなどで検出する。そして、ＡＰＣ機構は、回帰回路で投入エネルギーを制御することで、光源の出力を一定に制御する。
　温度調整機構は、例えば、ヒーターやペルチェ素子などである。光源の出射光の波長およびエネルギーは、温度によって変動することがある。このため、温度調整機構で光源の温度を一定に保つことにより、光源の出射光の波長およびエネルギーを一定に制御する。
　角度調整機構１１２は、金属膜３０（プリズム２０と金属膜３０との界面（成膜面２２））に対する励起光αの入射角を調整する。角度調整機構１１２は、プリズム２０を介して金属膜３０の所定の位置に向けて所定の入射角で励起光αを照射するために、励起光αの光軸とチップホルダー１５２とを相対的に回転させる。
　たとえば、角度調整機構１１２は、光源ユニット１１１を励起光αの光軸と直交する軸（図１の紙面に対して垂直な軸）を中心として回動させる。このとき、入射角を走査しても金属膜３０上での照射スポットの位置がほとんど変化しないように、回転軸の位置を設定する。回転中心の位置を、入射角の走査範囲の両端における２つの励起光αの光軸の交点近傍（成膜面２２上の照射位置と入射面２１との間）に設定することで、照射位置のズレを極小化することができる。
　前述のとおり、金属膜３０に対する励起光αの入射角のうち、プラズモン散乱光δの光量が最大となる角度が増強角である。励起光αの入射角を増強角またはその近傍の角度に設定することで、高強度の蛍光γを測定することが可能となる。測定チップ１０のプリズム２０の材料および形状、金属膜３０の膜厚、流路４１内の液体の屈折率などにより、励起光αの基本的な入射条件が決まるが、流路４１内の蛍光物質の種類および量、プリズム２０の形状誤差などにより、最適な入射条件はわずかに変動する。このため、測定ごとに最適な増強角を求めることが好ましい。
　光源制御部１１３は、光源ユニット１１１に含まれる各種機器を制御して、光源ユニット１１１からの励起光αの出射を制御する。光源制御部１１３は、例えば、演算装置、制御装置、記憶装置、入力装置および出力装置を含む公知のコンピュータやマイコンなどによって構成される。
　反射光検出ユニット１２０は、共鳴角の測定などを行うために、励起光照射ユニット１１０が測定チップ１０の金属膜３０に励起光αを照射したときに、金属膜３０（プリズム２０の成膜面２２）で反射した励起光α（反射光β）の光量を検出する。反射光検出ユニット１２０は、受光センサー１２１、角度調整機構１２２およびセンサー制御部１２３を含む。
　受光センサー１２１は、反射光βが入射する位置に配置され、反射光βの光量を測定する。受光センサー１２１の種類は、特に限定されない。たとえば、受光センサー１２１は、フォトダイオード（ＰＤ）である。
　角度調整機構１２２は、金属膜３０に対する励起光αの入射角に応じて、受光センサー１２１の位置（角度）を調整する。角度調整機構１２２は、反射光βが受光センサー１２１に入射するように、受光センサー１２１とチップホルダー１５２とを相対的に回転させる。
　センサー制御部１２３は、受光センサー１２１の出力値の検出や、検出した出力値による受光センサー１２１の感度の管理、適切な出力値を得るための受光センサー１２１の感度の変更、などを制御する。センサー制御部１２３は、例えば、演算装置、制御装置、記憶装置、入力装置および出力装置を含む公知のコンピュータやマイコンなどによって構成される。
　蛍光検出ユニット１３０は、励起光照射ユニット１１０が測定チップ１０の金属膜３０に励起光αを照射したときに、金属膜３０のプリズム２０と対向しない面の近傍から出射される光の光量を検出する。具体的には、蛍光検出ユニット１３０は、金属膜３０への励起光αの照射によって生じた蛍光γを検出する。また、必要に応じて、蛍光検出ユニット１３０は、金属膜３０への励起光αの照射によって生じたプラズモン散乱光δも検出する。蛍光検出ユニット１３０は、受光ユニット１３１、位置切り替え機構１３２およびセンサー制御部１３３を含む。
　受光ユニット１３１は、測定チップ１０の金属膜３０の法線方向に配置される。受光ユニット１３１は、第１レンズ１３４、光学フィルター１３５、第２レンズ１３６および受光センサー１３７を含む。
　第１レンズ１３４は、例えば、集光レンズであり、金属膜３０上から出射される光を集光する。第２レンズ１３６は、例えば、結像レンズであり、第１レンズ１３４で集光された光を受光センサー１３７の受光面に結像させる。両レンズの間の光路は、略平行な光路になっている。光学フィルター１３５は、両レンズの間に配置されている。
　光学フィルター１３５は、蛍光成分のみを受光センサー１３７に導き、高いＳ／Ｎ比で蛍光γを検出するために、励起光成分（プラズモン散乱光δ）を除去する。光学フィルター１３５の例には、励起光反射フィルター、短波長カットフィルターおよびバンドパスフィルターが含まれる。光学フィルター１３５は、例えば、所定の光成分を反射する多層膜を含むフィルター、または所定の光成分を吸収する色ガラスフィルターである。
　受光センサー１３７は、蛍光γおよびプラズモン散乱光δを検出する。受光センサー１３７は、微小量の被測定物質からの微弱な蛍光γを検出することが可能な、高い感度を有する。受光センサー１３７は、例えば、光電子増倍管（ＰＭＴ）やアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）などである。
　位置切り替え機構１３２は、光学フィルター１３５の位置を、受光ユニット１３１における光路上または光路外に切り替える。具体的には、受光センサー１３７が蛍光γを検出する時には、光学フィルター１３５を受光ユニット１３１の光路上に配置し、受光センサー１３７がプラズモン散乱光δを検出する時には、光学フィルター１３５を受光ユニット１３１の光路外に配置する。
　センサー制御部１３３は、受光センサー１３７の出力値の検出や、検出した出力値による受光センサー１３７の感度の管理、適切な出力値を得るための受光センサー１３７の感度の変更、などを制御する。センサー制御部１３３は、例えば、演算装置、制御装置、記憶装置、入力装置および出力装置を含む公知のコンピュータやマイコンなどによって構成される。
　送液ユニット１４０は、チップホルダー１５２に保持された測定チップ１０の流路４１内に、検体（血液の希釈液）や標識液、基準液、洗浄液などを供給する。送液ユニット１４０は、液体チップ１４１、シリンジポンプ１４２および送液ポンプ駆動機構１４３を含む。
　液体チップ１４１は、検体（血液または血液の希釈液）や標識液、基準液、洗浄液などの液体を収容する容器である。液体チップ１４１としては、通常、複数の容器が液体の種類に応じて配置されるか、または複数の容器が一体化したチップが配置される。
　シリンジポンプ１４２は、シリンジ１４４と、シリンジ１４４内を往復動作可能なプランジャー１４５とによって構成される。プランジャー１４５の往復運動によって、液体の吸引および排出が定量的に行われる。シリンジ１４４が交換可能であると、シリンジ１４４の洗浄が不要となる。このため、不純物の混入などを防止する観点から好ましい。シリンジ１４４が交換可能に構成されていない場合は、シリンジ１４４内を洗浄する構成をさらに付加することにより、シリンジ１４４を交換せずに使用することが可能となる。
　送液ポンプ駆動機構１４３は、プランジャー１４５の駆動装置、およびシリンジポンプ１４２の移動装置を含む。シリンジポンプ１４２の駆動装置は、プランジャー１４５を往復運動させるための装置であり、例えば、ステッピングモーターを含む。ステッピングモーターを含む駆動装置は、シリンジポンプ１４２の送液量や送液速度を管理できるため、測定チップ１０の残液量を管理する観点から好ましい。シリンジポンプ１４２の移動装置は、例えば、シリンジポンプ１４２を、シリンジ１４４の軸方向（例えば垂直方向）と、軸方向を横断する方向（例えば水平方向）との二方向に自在に動かす。シリンジポンプ１４２の移動装置は、例えば、ロボットアーム、２軸ステージまたは上下動自在なターンテーブルによって構成される。
　送液ユニット１４０は、液体チップ１４１より各種液体を吸引し、測定チップ１０の流路４１内に供給する。このとき、プランジャー１４５を動かすことで、測定チップ１０中の流路４１内を液体が往復し、流路４１内の液体が攪拌される。これにより、液体の濃度の均一化や、流路４１内における反応（例えば抗原抗体反応）の促進などを実現することができる。このような操作を行う観点から、測定チップ１０の注入口は多層フィルムで保護されており、かつシリンジ１４４がこの多層フィルムを貫通した時に注入口を密閉できるように、測定チップ１０およびシリンジ１４４が構成されていることが好ましい。
　流路４１内の液体は、再びシリンジポンプ１４２で吸引され、液体チップ１４１などに排出される。これらの動作の繰り返しにより、各種液体による反応、洗浄などを実施し、流路４１内の反応場に、蛍光物質で標識された被測定物質を配置することができる。
　搬送ユニット１５０は、測定チップ１０を測定位置または送液位置に搬送し、固定する。ここで「測定位置」とは、励起光照射ユニット１１０が測定チップ１０に励起光αを照射し、それに伴い発生する反射光β、蛍光γまたはプラズモン散乱光δを反射光検出ユニット１２０または蛍光検出ユニット１３０が検出する位置である。また、「送液位置」とは、送液ユニット１４０が測定チップ１０の流路４１内に液体を供給するか、または測定チップ１０の流路４１内の液体を除去する位置である。搬送ユニット１５０は、搬送ステージ１５１およびチップホルダー１５２を含む。チップホルダー１５２は、搬送ステージ１５１に固定されており、測定チップ１０を着脱可能に保持する。チップホルダー１５２の形状は、測定チップ１０を保持することが可能であり、かつ励起光α、反射光β、蛍光γおよびプラズモン散乱光δの光路を妨げない形状である。たとえば、チップホルダー１５２には、励起光α、反射光β、蛍光γおよびプラズモン散乱光δが通過するための開口が設けられている。搬送ステージ１５１は、チップホルダー１５２を一方向およびその逆方向に移動させる。搬送ステージ１５１も、励起光α、反射光β、蛍光γおよびプラズモン散乱光δの光路を妨げない形状である。搬送ステージ１５１は、例えば、ステッピングモーターなどで駆動される。
　制御部１６０は、角度調整機構１１２、光源制御部１１３、角度調整機構１２２、センサー制御部１２３、位置切り替え機構１３２、センサー制御部１３３、送液ポンプ駆動機構１４３および搬送ステージ１５１を制御する。また、制御部１６０は、蛍光検出ユニット１３０（検出部）の検出結果から血液の希釈液中の被測定物質の量を示す第１のシグナル値を算出するとともに、算出した第１のシグナル値を血液の液体成分中の被測定物質の量を示す第２のシグナル値に変換する処理部としても機能する。この後説明するように、制御部１６０（処理部）は、第１のシグナル値に、被測定物質の種類および血液の希釈液の希釈率に応じて血液のヘマトクリット値を補正した変換係数ｃを掛けることで、第１のシグナル値を第２のシグナル値に変換する。制御部１６０は、例えば、演算装置、制御装置、記憶装置、入力装置および出力装置を含む公知のコンピュータやマイコンなどによって構成される。なお、上記変換係数ｃには、被測定物質の種類および血液の希釈液の希釈率に応じて血液のヘマトクリット値を補正するための係数ｋが含まれている（式（１）参照）。係数ｋは、第１のシグナル値を第２のシグナル値に変換する工程の前に予め決められており、被測定物質の種類および血液の希釈液の希釈率に応じて変化する。
　次に、ＳＰＦＳ装置１００の検出動作（本願発明の一実施の形態に係る測定方法）について説明する。図２は、ＳＰＦＳ装置１００の動作手順の一例を示すフローチャートである。
　まず、測定の準備をする（工程Ｓ１０）。具体的には、ＳＰＦＳ装置１００のチップホルダー１５２に測定チップ１０を設置する。また、測定チップ１０の流路４１内に保湿剤が存在する場合は、捕捉体が適切に検体（血液の希釈液）に含まれる被測定物質を捕捉できるように、流路４１内を洗浄して保湿剤を除去する。
　次いで、測定チップの金属膜３０の反応場上に血液の希釈液（検体）を提供して、血液の希釈液に含まれる被測定物質と捕捉体とを結合させる（１次反応；工程Ｓ２０）。ここで「希釈液」とは、血液を血液以外の液体で希釈した液体を意味する。具体的には、制御部１６０は、搬送ステージ１５１を操作して、測定チップ１０を送液位置に移動させる。この後、制御部１６０は、送液ユニット１４０を操作して、測定チップ１０の流路４１内の液体を除去するとともに、液体チップ１４１内の血液の希釈液を流路４１内に導入する。流路４１内では、抗原抗体反応によって、金属膜３０の反応場上に被測定物質が捕捉される。この後、流路４１内の血液の希釈液は除去され、流路内は洗浄液で洗浄される。
　次いで、増強角を決定する（工程Ｓ３０）。具体的には、制御部１６０は、送液ユニット１４０を操作して、測定チップ１０の流路４１内の洗浄液を測定用の基準液（例えば緩衝液）に置換する。次いで、制御部１６０は、搬送ステージ１５１を操作して、測定チップ１０を測定位置に移動させる。この後、制御部１６０は、励起光照射ユニット１１０を操作して金属膜３０に対する励起光αの入射角を走査しつつ、蛍光検出ユニット１３０を操作してプラズモン散乱光を検出する。このとき、制御部１６０は、位置切り替え機構１３２を操作して、光学フィルター１３５を受光ユニット１３１の光路外に配置する。そして、制御部１６０は、プラズモン散乱光の光量が最大の時の励起光αの入射角を増強角として決定する。決定された増強角は、制御部１６０に記録される。
　次いで、光学ブランク値を測定する（工程Ｓ４０）。ここで「光学ブランク値」とは、蛍光γの測定（工程Ｓ６０）において測定チップ１０の上方に放出される背景光の光量を意味する。具体的には、制御部１６０は、励起光照射ユニット１１０および蛍光検出ユニット１３０を操作して、金属膜３０に励起光αを照射するとともに、受光センサー１３７の出力値（光学ブランク値）を記録する。このとき、制御部１６０は、角度調整機構１１２を操作して、励起光αの入射角を増強角に設定する。また、制御部１６０は、位置切り替え機構１３２を制御して、光学フィルター１３５を受光ユニット１３１の光路内に配置する。測定された光学ブランク値は、制御部１６０に記録される。
　次いで、金属膜３０の反応場上に捕捉されている被測定物質を蛍光物質で標識する（２次反応；工程Ｓ５０）。具体的には、制御部１６０は、搬送ステージ１５１を操作して、測定チップ１０を送液位置に移動させる。この後、制御部１６０は、送液ユニット１３０を操作して、測定チップ１０の流路４１内の基準液を除去し、蛍光物質で標識された捕捉体を含む液体（標識液）を導入する。流路４１内では、抗原抗体反応によって、金属膜３０上に捕捉されている被測定物質が蛍光物質で標識される。この後、流路４１内の標識液は除去され、流路内は洗浄液で洗浄される。
　次いで、被測定物質と反応場の捕捉体とが結合しており、かつ反応場上に血液の希釈液が存在しない状態で、血液の希釈液中の被測定物質の量を示す第１のシグナル値を得る（工程Ｓ６０）。本実施の形態では、蛍光βの光量を測定して、血液の希釈液中の被測定物質の量を示す第１のシグナル値を得る。具体的には、制御部１６０は、搬送ステージ１５１を操作して、測定チップ１０を測定位置に移動させる。この後、制御部１６０は、励起光照射ユニット１１０および蛍光検出ユニット１３０を操作して、金属膜３０に励起光αを照射するとともに、受光センサー１３７の出力値を記録する。このとき、制御部１６０は、角度調整機構１１２を操作して、励起光αの入射角を増強角に設定する。また、制御部１６０は、位置切り替え機構１３２を制御して、光学フィルター１３５を受光ユニット１３１の光路内に配置する。制御部１６０は、検出値から光学ブランク値を引き、血液の希釈液中の被測定物質の量を示す第１のシグナル値を算出する。第１のシグナル値は、必要に応じて、被測定物質の量や濃度などに換算される。第１のシグナル値は、制御部１６０に記録される。
　次いで、別途測定された血液のヘマトクリット値を用いて、工程Ｓ６０で測定された第１のシグナル値を、血液の液体成分中の被測定物質の量を示す第２のシグナル値に変換する（工程Ｓ７０）。具体的には、制御部１６０は、第１のシグナル値に、以下の式（１）で表される変換係数ｃを掛けることで、第１のシグナル値を第２のシグナル値に変換する。このとき、第１のシグナル値および第２のシグナル値は、蛍光βの光量であってもよいし、被測定物質の量や濃度などの換算値であってもよい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
 （式（１）中、ｄｆは以下の式（２）で算出される希釈液の希釈率であり、Ｈｔは血液のヘマトクリット値であり、ｋは被測定物質の種類および希釈率ｄｆに応じて予め決められている係数である。）
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
 （式（２）中、ａは希釈液中の血液量であり、ｅは希釈液中の血液以外の液体の量である。）
　上記のとおり、変換係数ｃには、被測定物質の種類および血液の希釈液の希釈率に応じて血液のヘマトクリット値を補正するための係数ｋが含まれている。係数ｋは、第１のシグナル値を第２のシグナル値に変換する工程の前に予め決められており、被測定物質の種類および血液の希釈液の希釈率に応じて変化する。係数ｋは、液体成分中に所定の濃度で前記被測定物質を含む血液のヘマトクリット値を変化させたときの、血液中の被測定物質の量を示すシグナル値の計算による予想値と、血液中の被測定物質の量を示すシグナル値を実際に測定することで得られる実測値と、を用いて、これらの差が小さくなるように決められる。たとえば、係数ｋは、予想値および実測値をプロットしたグラフの近似直線の傾きとして決められる（図５参照）。
　具体的な例として、被測定物質が心筋トロポニンＩ（ｃＴｎＩ）であり、かつ血液の希釈液の希釈率ｄｆが２倍の場合、係数ｋは約０．７９である。被測定物質が脳性ナトリウム利尿ペプチド（ＢＮＰ）であり、かつ血液の希釈液の希釈率ｄｆが３倍の場合、係数ｋは約０．８０である。被測定物質がＤ－ダイマー（Ｄ－ｄｉｍｅｒ）であり、かつ血液の希釈液の希釈率ｄｆが１０倍の場合、係数ｋは約０．９５である。
　上記式（１）を用いることにより、血液の希釈液中の被測定物質の量を示す第１のシグナル値から、希釈する前の血液中の被測定物質の量をより正確に算出することができる。
　たとえば、ヘマトクリット値が０％の血液（血漿）を２倍希釈して得られる希釈液中の心筋トロポニンＩ（被測定物質）の量を示すシグナル値を測定したとする。このシグナル値を基準シグナル値とする。液体成分（血漿）中に同じ濃度で心筋トロポニンＩを含む血液のヘマトクリット値を２０％、４０％および６０％にそれぞれ増大させた場合、基準シグナル値を１００％としたときに、血液の希釈液中の心筋トロポニンＩの量を示す計算上のシグナル値（理論値）は、それぞれ８９％、７５％、５７％に減少する（図３参照）。この計算は、ヘマトクリット値を増大させることにより血液中の液体成分（血漿）の割合が減少することを考慮すれば簡単に行うことができる。
　一方で、液体成分（血漿）中に同じ濃度で心筋トロポニンＩを含み、ヘマトクリット値を２０％、４０％および６０％にそれぞれ増大させた血液について、実際に心筋トロポニンＩを測定してみると、基準シグナル値を１００％としたときに、血液の希釈液中の心筋トロポニンＩの量を示す実際のシグナル値（実測値）は、それぞれ８９％、８０％、６５％であった（図３参照）。このように、実測値も、ヘマトクリット値の増大に対応して減少していたが、実測値と理論値との間には差があった。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000013
　このようにシグナル値の理論値と実測値との間に差が生じていることから、特許文献１に記載の式（下記式（３））の変換係数ｃ’を用いて、血液の液体成分中の被測定物質の量の補正を行うと、図４Ａに示されるように、補正後の被測定物質（心筋トロポニンＩ）の濃度が実際の濃度よりも高くなる傾向にある。この傾向は、ヘマトクリット値が大きいほど大きい。なお、図４Ａのグラフでは、液体成分（血漿）中の心筋トロポニンＩ（ｃＴｎＩ）の濃度が１１．９ｎｇ／Ｌの血液の結果を丸（●）で、液体成分（血漿）中の心筋トロポニンＩ（ｃＴｎＩ）の濃度が６９．５ｎｇ／Ｌの血液の結果を三角形（▲）で、液体成分（血漿）中の心筋トロポニンＩ（ｃＴｎＩ）の濃度が５９７．９ｎｇ／Ｌの血液の結果を四角形（■）で、液体成分（血漿）中の心筋トロポニンＩ（ｃＴｎＩ）の濃度が８１３３．３ｎｇ／Ｌの血液の結果を菱形（◆）で示している。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000014
 （式（３）中、ｄｆは前記式（２）で算出される希釈液の希釈率であり、Ｈｔは血液のヘマトクリット値である。）
　図４Ｂは、図４Ａに示されているデータを、横軸を心筋トロポニンＩ（ｃＴｎＩ）の濃度、縦軸をシグナル値の変化率としてプロットし直したグラフである。図４Ｂに示されるように、被測定物質の濃度が低い場合に、補正後の被測定物質（心筋トロポニンＩ）の濃度が実際の濃度よりも高くなる傾向にある。なお、図４Ｂでは、ヘマトクリット値が０％の結果を丸（●）で、ヘマトクリット値が２０％の結果を三角形（▲）で、ヘマトクリット値が４０％の結果を四角形（■）で、ヘマトクリット値が６０％の結果を菱形（◆）で示している。
　そこで、本実施の形態では、補正後の被測定物質の濃度を実際の濃度に近づけるために、図３に示した各ヘマトクリット値における理論値と実測値との関係を考慮して、変換係数ｃを算出するための式において、被測定物質の種類および希釈率ｄｆに応じてヘマトクリット値を補正することとする。図５は、各ヘマトクリット値におけるシグナル値の理論値と実測値との関係を示すグラフである。このグラフでは、理論値を横軸、実測値を縦軸としている。理論値と実測値とが同じ値であれば、各点を通る近似直線の傾きは１となるはずであるが、前述のとおり、理論値に対して実測値が小さいため、近似直線の傾きは０．７９となっている。本実施の形態では、この傾きの値（この例では０．７９）を、変換係数ｃを算出するための式におけるヘマトクリット値を補正するための係数ｋとして使用する。このように係数ｋを用いてヘマトクリット値を補正することで、血液の液体成分中の被測定物質の量をより正確に算出することができる。
　なお、上記のとおり、被測定物質の濃度が低い場合に、補正後の被測定物質（心筋トロポニンＩ）の濃度が実際の濃度よりも高くなる傾向にある（図４Ｂ参照）。したがって、被測定物質の種類によっては、被測定物質の量が少ないときのみ係数ｋを用いてヘマトクリット値Ｈｔを補正するようにし、被測定物質の量が少なくないときはヘマトクリット値Ｈｔを補正しないようにしてもよい。すなわち、第１のシグナル値が予め決められている所定の閾値未満である場合、第１のシグナル値に前記式（１）で表される変換係数ｃを掛けることで、第１のシグナル値を第２のシグナル値に変換し、第１のシグナル値が予め決められている所定の閾値以上である場合、第１のシグナル値に前記式（３）で表される変換係数ｃ’を掛けることで、第１のシグナル値を第２のシグナル値に変換するようにしてもよい。たとえば、被測定物質が心筋トロポニンＩ（ｃＴｎＩ）であり、かつ血液の希釈液の希釈率ｄｆが２倍の場合、心筋トロポニンＩの閾値濃度は１３ｎｇ／Ｌである。
　なお、上記式（１）および式（２）を用いて第２のシグナル値を算出する際には、血液のヘマトクリット値を別途測定する必要がある。血液のヘマトクリット値の測定方法は、特に限定されず、ミクロヘマトクリット法やウィントローブ法、電気抵抗法、特許文献１に記載の方法など公知の方法から適宜選択されうる。
　以上の手順により、血液の液体成分中の被測定物質の量を測定することができる。
　なお、上記実施の形態では、ＳＰＦＳを利用する測定方法および測定装置について説明したが、本願発明に係る測定方法および測定装置は、ＳＰＦＳを利用する測定方法および測定装置に限定されない。たとえば、本願発明に係る測定方法および測定装置は、ＳＰＲ法を利用する測定方法および測定装置であってもよい。この場合、測定装置１００は、蛍光γの光量を測定せずに、第１のシグナル値として反射光βの光量を測定することで被測定物質を測定する。したがって、光学ブランク値の測定（工程Ｓ４０）および２次反応（工程Ｓ５０）は不要である。また、本願発明に係る測定方法および測定装置は、表面プラズモン共鳴（ＳＰＲ）を利用せずに血液に含まれる被測定物質の量を測定してもよい。
　以下、本願発明について実施例を参照して詳細に説明するが、本願発明はこれらの実施例により限定されない。
　液体成分（血漿）中に同一濃度で心筋トロポニンＩ（被測定物質）を含み、かつヘマトクリット値を０％、２０％、４０％および６０％に調整した血液を準備した。これらの血液にそれぞれ同量の生理食塩水を添加して、２倍希釈液を調製した。
　図１に示されるＳＰＦＳ装置１００を用いて、血液の希釈液中の心筋トロポニンＩの濃度を示す第１のシグナル値を測定した。実施例として、得られた第１のシグナル値に前記式（１）で表される変換係数ｃを掛けることで、第１のシグナル値を第２のシグナル値に変換した。係数ｋは、０．７９とした。また、比較例として、得られた第１のシグナル値に前記式（３）で表される変換係数ｃ’を掛けることで、第１のシグナル値を第２のシグナル値に変換した。
　前述のとおり、各血液は、ヘマトクリット値は異なるものの、液体成分（血漿）中の心筋トロポニンＩの濃度は同じである。したがって、本来は、すべての第２のシグナル値は同じ値になるはずである。
　表２に、ヘマトクリット値と、比較例の変換係数ｃ’と、比較例の第２のシグナル値（変換係数ｃ’による補正値）と、実施例の変換係数ｃと、実施例の第２のシグナル値（変換係数ｃによる補正値）とを示す。比較例の第２のシグナル値および実施例の第２のシグナル値は、いずれもヘマトクリット値が０％の血液（血漿）の値を１００％としたときの相対値を示している。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000015
　このように、式（１）で表される係数ｋを含む変換係数ｃを用いることにより、式（３）で表される係数ｋを含まない変換係数ｃ’を用いる場合よりも、より正しく第２のシグナル値を算出することができた。
　以上の結果から、式（１）で表される係数ｋを含む変換係数ｃを用いることにより、血液中の被測定物質を高い信頼性で測定できることがわかった。
　本出願は、２０１９年７月２４日出願の特願２０１９－１３６３０５に基づく優先権を主張する。当該出願明細書および図面に記載された内容は、すべて本願明細書に援用される。
　本願発明に係る測定方法および測定装置は、血液中の被測定物質を高い信頼性で測定することができるため、例えば、臨床検査などに有用である。
　１０　測定チップ
　２０　プリズム
　２１　入射面
　２２　成膜面
　２３　出射面
　３０　金属膜
　４０　流路蓋
　４１　流路
　１００　ＳＰＦＳ装置
　１１０　励起光照射ユニット
　１１１　光源ユニット
　１１２　角度調整機構
　１１３　光源制御部
　１２０　反射光検出ユニット
　１２１　受光センサー
　１２２　角度調整機構
　１２３　センサー制御部
　１３０　蛍光検出ユニット
　１３１　受光ユニット
　１３２　位置切り替え機構
　１３３　センサー制御部
　１３４　第１レンズ
　１３５　光学フィルター
　１３６　第２レンズ
　１３７　受光センサー
　１４０　送液ユニット
　１４１　液体チップ
　１４２　シリンジポンプ
　１４３　送液ポンプ駆動機構
　１４４　シリンジ
　１４５　プランジャー
　１５０　搬送ユニット
　１５１　搬送ステージ
　１５２　チップホルダー
　１６０　制御部
　α　励起光
　β　反射光
　γ　蛍光
　δ　プラズモン散乱光

Claims (10)

  1. 　血液の液体成分中の被測定物質の量を測定する方法であって、
    　捕捉体が固定化された反応場を有する測定チップの前記反応場上に血液の希釈液を提供して、前記希釈液に含まれる被測定物質と前記捕捉体とを結合させる工程と、
    　前記被測定物質と前記捕捉体とが結合しており、かつ前記反応場上に前記希釈液が存在しない状態で、前記希釈液中の前記被測定物質の量を示す第１のシグナル値を得る工程と、
    　前記第１のシグナル値を前記血液の液体成分中の前記被測定物質の量を示す第２のシグナル値に変換する工程と、
    　を含み、
    　前記第１のシグナル値を前記第２のシグナル値に変換する工程では、前記第１のシグナル値に、以下の式（１）で表される変換係数ｃを掛けることで、前記第１のシグナル値を前記第２のシグナル値に変換する、
    　測定方法。
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
     （式（１）中、ｄｆは以下の式（２）で算出される前記希釈液の希釈率であり、Ｈｔは前記血液のヘマトクリット値であり、ｋは前記被測定物質の種類および希釈率ｄｆに応じて予め決められている係数である。）
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
     （式（２）中、ａは希釈液中の血液量であり、ｅは希釈液中の血液以外の液体の量である。）
  2. 　前記係数ｋは、液体成分中に所定の濃度で前記被測定物質を含む血液のヘマトクリット値を変化させたときの、前記血液の希釈液中の前記被測定物質の量を示すシグナル値の計算による理論値と、前記血液の希釈液中の前記被測定物質の量を示すシグナル値を実際に測定することで得られる実測値と、を用いて決められる、請求項１に記載の測定方法。
  3. 　前記係数ｋは、前記理論値および前記実測値をプロットしたグラフの近似直線の傾きである、請求項２に記載の測定方法。
  4. 　前記第１のシグナル値を前記第２のシグナル値に変換する工程では、
    　前記第１のシグナル値が予め決められている所定の閾値未満である場合、前記第１のシグナル値に、前記式（１）で表される変換係数ｃを掛けることで、前記第１のシグナル値を前記第２のシグナル値に変換し、
    　前記第１のシグナル値が予め決められている所定の閾値以上である場合、前記第１のシグナル値に、以下の式（３）で表される変換係数ｃ’を掛けることで、前記第１のシグナル値を前記第２のシグナル値に変換する、
    　請求項１～３のいずれか一項に記載の測定方法。
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
     （式（３）中、ｄｆは前記式（２）で算出される前記希釈液の希釈率であり、Ｈｔは前記血液のヘマトクリット値である。）
  5. 　前記測定チップは、入射面および成膜面を有するプリズムと、前記成膜面上に配置された金属膜と、前記金属膜上に固定化された前記捕捉体とを有し、
    　前記第１のシグナル値を得る工程では、前記金属膜の前記捕捉体が固定化されている領域である前記反応場において前記被測定物質と前記捕捉体とが結合しており、かつ前記反応場上に前記希釈液が存在しない状態で、前記プリズム側から前記金属膜に励起光を照射して、前記金属膜の前記プリズムと対向しない面の近傍から出射される蛍光の光量、または前記成膜面で反射した励起光の光量を測定する、
    　請求項１～４のいずれか一項に記載の測定方法。
  6. 　血液の液体成分中の被測定物質の量を測定する装置であって、
    　捕捉体が固定化された反応場を有する測定チップを保持するためのホルダーと、
    　前記ホルダーに保持された前記測定チップにおける、前記測定チップの前記反応場上に提供された血液の希釈液中に含まれる被測定物質と前記捕捉体との結合に起因する光学的変化を検出する検出部と、
    　前記検出部の検出結果から前記血液の希釈液中の前記被測定物質の量を示す第１のシグナル値を算出するとともに、前記第１のシグナル値を前記血液の液体成分中の前記被測定物質の量を示す第２のシグナル値に変換する処理部と、
    　を有し、
    　前記処理部は、前記第１のシグナル値を前記第２のシグナル値に変換する際に、前記第１のシグナル値に、以下の式（１）で表される変換係数ｃを掛けることで、前記第１のシグナル値を前記第２のシグナル値に変換する、
    　測定装置。
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
     （式（１）中、ｄｆは以下の式（２）で算出される前記希釈液の希釈率であり、Ｈｔは前記血液のヘマトクリット値であり、ｋは前記被測定物質の種類および希釈率ｄｆに応じて予め決められている係数である。）
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
     （式（２）中、ａは希釈液中の血液量であり、ｅは希釈液中の血液以外の液体の量である。）
  7. 　前記係数ｋは、液体成分中に所定の濃度で前記被測定物質を含む血液のヘマトクリット値を変化させたときの、前記血液の希釈液中の前記被測定物質の量を示すシグナル値の計算による理論値と、前記血液の希釈液中の前記被測定物質の量を示すシグナル値を実際に測定することで得られる実測値と、を用いて決められる、請求項６に記載の測定装置。
  8. 　前記係数ｋは、前記理論値および前記実測値をプロットしたグラフの近似直線の傾きである、請求項７に記載の測定装置。
  9. 　前記処理部は、
    　前記第１のシグナル値が予め決められている所定の閾値未満である場合、前記第１のシグナル値に、前記式（１）で表される変換係数ｃを掛けることで、前記第１のシグナル値を前記第２のシグナル値に変換し、
    　前記第１のシグナル値が予め決められている所定の閾値以上である場合、前記第１のシグナル値に、以下の式（３）で表される変換係数ｃ’を掛けることで、前記第１のシグナル値を前記第２のシグナル値に変換する、
    　請求項６～８のいずれか一項に記載の測定装置。
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
     （式（３）中、ｄｆは前記式（２）で算出される前記希釈液の希釈率であり、Ｈｔは前記血液のヘマトクリット値である。）
  10. 　前記測定チップは、入射面および成膜面を有するプリズムと、前記成膜面上に配置された金属膜と、前記金属膜上に固定化された前記捕捉体とを有し、
    　前記検出部は、前記ホルダーに保持された前記測定チップの前記金属膜に前記プリズム側から励起光を照射する励起光照射部と、
    　前記励起光照射部が前記金属膜に励起光を照射したときに、前記金属膜の前記プリズムと対向しない面の近傍から出射される光の光量、または前記プリズムの成膜面で反射した励起光の光量を検出する光検出部と、
    　を有する、
    　請求項６～９のいずれか一項に記載の測定装置。
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Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002071685A (ja) * 2000-09-01 2002-03-12 Horiba Ltd テオフィリン測定装置
JP2004503779A (ja) * 2000-06-12 2004-02-05 シスメックス株式会社 免疫測定方法及び免疫測定装置
WO2007007849A1 (ja) * 2005-07-14 2007-01-18 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. 分析装置、及び分析方法
JP2011137816A (ja) * 2009-12-30 2011-07-14 Lifescan Inc 初期充填速度に基づく全血ヘマトクリット値を測定するためのシステム、デバイス、及び方法
US20110201312A1 (en) * 2010-02-12 2011-08-18 Neustar, Inc. Method for distributing contact information between applications
WO2013147200A1 (ja) * 2012-03-29 2013-10-03 積水メディカル株式会社 ヘマトクリット値の測定方法
WO2015129615A1 (ja) * 2014-02-25 2015-09-03 コニカミノルタ株式会社 測定方法および測定装置
JP2016519316A (ja) * 2013-05-13 2016-06-30 ビオメリューＢｉｏｍｅｒｉｅｕｘ 分析物の血漿中濃度を全血試料で直接測定するための方法
WO2018034208A1 (ja) * 2016-08-18 2018-02-22 コニカミノルタ株式会社 測定方法
JP2018031730A (ja) * 2016-08-26 2018-03-01 コニカミノルタ株式会社 ヘマトクリット値の測定方法、ヘマトクリット値の測定装置、被測定物質の量の測定方法、および被測定物質の量の測定装置

Patent Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004503779A (ja) * 2000-06-12 2004-02-05 シスメックス株式会社 免疫測定方法及び免疫測定装置
JP2002071685A (ja) * 2000-09-01 2002-03-12 Horiba Ltd テオフィリン測定装置
WO2007007849A1 (ja) * 2005-07-14 2007-01-18 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. 分析装置、及び分析方法
JP2011137816A (ja) * 2009-12-30 2011-07-14 Lifescan Inc 初期充填速度に基づく全血ヘマトクリット値を測定するためのシステム、デバイス、及び方法
US20110201312A1 (en) * 2010-02-12 2011-08-18 Neustar, Inc. Method for distributing contact information between applications
WO2013147200A1 (ja) * 2012-03-29 2013-10-03 積水メディカル株式会社 ヘマトクリット値の測定方法
JP2016519316A (ja) * 2013-05-13 2016-06-30 ビオメリューＢｉｏｍｅｒｉｅｕｘ 分析物の血漿中濃度を全血試料で直接測定するための方法
WO2015129615A1 (ja) * 2014-02-25 2015-09-03 コニカミノルタ株式会社 測定方法および測定装置
WO2018034208A1 (ja) * 2016-08-18 2018-02-22 コニカミノルタ株式会社 測定方法
JP2018031730A (ja) * 2016-08-26 2018-03-01 コニカミノルタ株式会社 ヘマトクリット値の測定方法、ヘマトクリット値の測定装置、被測定物質の量の測定方法、および被測定物質の量の測定装置

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