【発明の詳細な説明】[Detailed description of the invention]
く産業上の利用分野〉
この発明は免疫検査装置に関し、ざらに詳細にいえば、
光導波路を用いて抗原、抗体の有無を検出することにＪ
、り免疫検査を行なう免疫検査装置に関する。
〈従来の技術〉
従来から免疫検査を行４丁う［１的で、先導波路の表面
に、抗原または抗体を固定した領域を形成し、この領域
に血液等を接触させた状態で上記先導波路に光を導入し
、光導波路から出射される光強度を検出することにより
、抗体、まＩごは抗原の有無を検知し、免疫検査をｆ’
ｒ ’：ｘうにうにした装置が提案されでいる（特ム１
出願公表第５８−５０１４８１号公報参照）。
さらに詳細に説明すると、光が光導波路を伝播する場合
には、光の強ＩＣ１分布の殆どの部分は光導波路の中に
閉じこめられた状態であるが、一部は先導波路を包囲す
るクラッド部に浸み出し、再び光導波路の内部に反射さ
れることが知られている（以下、この光成分をエバネセ
ント波と称する）。
そして、上記エバネセント波は、クラッド部の反射率の
影響を受けて光導波路内部への反ｏｖｍが変化Δる。
即ち、ト記りラッド部に相当ザる部分に抗原、または抗
体を予め固定しＣおいて、この部分に血液等を接触させ
た状態で光を入射させれば、血液等が全く抗原、抗体を
有していない場合には、上聞抗原、または抗体を固定し
た部分の反射率の影旨を受番ノで出射光強度が変化し、
伯方、血液等が抗原、抗体を４１している場合（免疫が
ある場合）には、抗原、おＪ、び抗体が結合して全く別
の物質が上記クラッド部に存７１′ｔＪることになり、
上記強度と異なる出射光強度どなる（但し、ト；２出射
光強度は、抗原、または抗体のみの場合と比較して、抗
原抗体反応が行なわれた場合の方が小ざくなることが知
られている）。
したがって、出射光強度を検出すれば、血液等の中に抗
原、抗体が存在するか否か、叩ら、免疫があるか否かを
検査することができる。
〈発明が解決しようとする問題点〉
上記の構成の免疫検査装置にＪ３いでは、当初抗原、ま
たIndustrial Application Field> This invention relates to an immunoassay device, and to be more specific,
J on detecting the presence or absence of antigens and antibodies using optical waveguides
The present invention relates to an immunoassay device for performing an immunoassay. <Conventional technology> Conventionally, immunoassays have been carried out using four methods [one method is to form a region on the surface of a leading waveguide on which an antigen or antibody is immobilized, and bring blood, etc. into contact with this region into the leading waveguide. By introducing light into the optical waveguide and detecting the light intensity emitted from the optical waveguide, the presence or absence of antibodies, or antigens, can be detected and immunoassays can be performed.
r':x A device has been proposed (special feature 1).
(See Application Publication No. 58-501481). To explain in more detail, when light propagates through an optical waveguide, most of the intense IC1 distribution of the light is confined within the optical waveguide, but some of it is in the cladding surrounding the leading waveguide. It is known that the light component leaks into the optical waveguide and is reflected back into the optical waveguide (hereinafter, this light component is referred to as an evanescent wave). The evanescent wave is influenced by the reflectance of the cladding portion, and the reflection ovm toward the inside of the optical waveguide changes by Δ. In other words, if an antigen or antibody is fixed in advance on a part corresponding to the rad part as described above, and light is incident on this part while blood etc. is in contact with it, the blood etc. will be completely absorbed by the antigen or antibody. If it does not have, the intensity of the emitted light will change depending on the reflectance of the part on which the antigen or antibody is immobilized.
If the blood, etc. contains antigens and antibodies (if there is immunity), the antigens, antibodies, and antibodies will combine and a completely different substance will exist in the cladding region. Become,
What is the intensity of the emitted light that differs from the above intensity? ). Therefore, by detecting the intensity of the emitted light, it is possible to test whether antigens and antibodies exist in blood or the like, and whether or not the patient has immunity. <Problems to be solved by the invention> The J3 immunoassay device with the above configuration initially contains antigens and
【３１抗体を固定した状態ぐ１よ、クラッド部が乾燥
状（ぶて・あるが、免疫検査を行なうために血液等を接
触させると、クラッド部が湿る伯、他の物７′Ｊ（例え
ば涛、血球、白血球客）が接触して状態が変化し、さら
に温度条件し変化しく第り図１３参照）、それだけで抗
原、抗体のイｊ無に拘りらり゛出用光強）αが変化づる
の（゛、正確な免疫検査を（ｊムうことが−（・さない
という問題がある。
また、クラッド部をｒめ湿らせてｒ３ ＜ことが考えら
れるが、このようにＪ゛るど、血液等を注入した場合に
均一化するまＣの時間が長くかかり、抗原、抗体反応を
行なわせるために、通常必要とされる数分程度ｑ月時間
以トとなるのて゛あるから、実際には、乾燥状態と湿・
〕だ状態とによる出（ト）光強度の変化を完全に（よ解
消さぜることができず、やはり正確な免疫検査を行なう
ことができないという問題がある。
ざらには、抗原、抗体の検出は、病気の発見をｆｉなう
場合には、甲に有無のみが検出できればにいのであるが
、病気の治療を行なう場合には、単に有無を検出するの
みでは不十分であり、抗原、抗体の存在レベルを検出す
ることが必要になる（存在レベルが減少していれば、治
療効果があり、存在レベルが増加し、或は変化していな
ければ、治療効果がないことが分かる）。
このような点を考慮すれば、上記従来の免疫検査装置は
、病気の治療を行なっている途中における使用には到底
供することがでさないという問題もある。
く発明の目的〉
この発明は上記の問題点に篤みてなされたしのであり、
測定開始のＩｙＪ後等にＪ３Ｌｊる状態変化の影旨を受
けることなく、正確な免疫検査を（ｊなうことができる
免疫検査装置を提供することを目的としている。
く問題点を解決するだめの手段〉
上記の目的を達成するための、この発明の免疫検査装置
は、光導波路の表面に、抗原または抗体を固定した領域
を光の進行方向と平行に形成してあるとともに、上記領
域と平行に、抗原抗体反応をｆＪなわず、かつ他の性質
が上記領域と同一である領域を形成してあり、さらに）
：記両領域にＪ、りそれぞれ反射されられた光を入力と
して、両光の差を検出する検出手段を有している乙ので
ある。
引し、上記内領域に向かって同時に光を照）１するしの
て・あってもよく、または上記両Ｔ４Ｖｉ、に向かって
交ηに光を照射１゛るものであってもよい。
く作用〉
以上の構成の免役検査装置であれば、抗原または抗体を
固定した領域により反射されるよ・）に光を光導波路に
入射させれば、上記抗原、または抗体のみによる減衰、
或１ま抗原抗体反応による減衰が１じさ口られた光が出
射させられ、また、抗原抗体反応を行なわず、かつ他の
性質が上記領域と同一である領域により反射されるよう
に光を光導波路に入射させれば、上記領域のみによる減
Ｑが生じさＵられた光が出射させられる。
したがって、上記内領域によりそれぞれ反引された光を
検出手段に入力することにより、両光の差を検出１ノ、
Ｘ−の有無により免疫の有無を、差の程度により免疫・
の程度をそれぞれ検出することができる。
尚、固定されるものが抗原でも抗体でもよいのＩよ、免
疫がある状態においＣは、溶液中に抗原、および抗体の
両者が存在するからである。
また１、］に両領域に向かって１１１時に光を照射゛４
るものである場合には、直接検出手段により差の検出を
ｆｌなうことができ、またはｊ−２両領域に向かって交
（ｊに光を照射するしのである場合には、周期的に変化
づる出力を得ることができ、上記と同様にＺ−のイｊ無
により免疫の有無を、差の程度により免疫のＰ？、度を
でれでれ検出することができる。
〈実施例〉
以上、実施例を示す添（４図面に五つ−Ｃ訂細に説明す
る。
第１図はこの発明の免疫検査装置の一実施例を示す概略
図であり、全体が平板状であり、両端部下面に光導入部
（４）、Ｊ３よび光導出部（５）を形成してなる光導波
路（３）の上面に、光の伝播方向と平行な２′〕の領域
［１］ （２＋を例説しＣいる１、ｆ−Ｌ Ｔ、Ｉ−２
光）ｎ出品（５）から；ｎ出される光を、光電変換器、
差動増幅器等を右づる検出部（〔））に導い（−いる１
゜１−開領域（１）は、第２図に詳細を概略的に示！１
゛ように、光導波路（：３）の上面に抗体（力を固定し
てなる領域であり、抗１ｉａ （８１を含・む溶液が接
触した場合には、抗原抗体反応を行なう。
さした、」−開領域（２）は、先ず抗体（′７）を固定
した後、紫外線照射をｔＴ ’、’につ−（抗体（力の
竹′Ｃτ（抗１ｊ；（抗体反応をｆｉなう性質）庖除人
しでなる領域であり、抗原ｂ″Ｌ体反応を行なわない他
は、上記領域（１）と同一の性質を有している。
一１記の構成の免疫検査装置の？）ｔ ｆ’ｒ ｓｓ次
のとおりである。
光導入部（４）から、Ｉｉトー強度の光を導入し、ぞれ
ぞれ領域ｆ１） （２）により所定回数反射させて光導
出部（５）から検出部（６）に導くことにより、免疫検
査をｆ−ｊな′うことができる。
さらに詳細に説明すると、血液等の溶液をＪ開領域Ｆｉ
＋ ＜２１に全く接触させていない状態、或略よ血液等
の溶液中の抗原、抗体が全く存在しない（免疫がない）
状態であれば、両光の、領域［１） （２１による減衰
量は同一であり、両川射光の強度は同一となるので、免
疫がないと判定することができる。
ま１Ｊ、血液等の溶液中に抗原、抗体が存在する場合に
は、上記領域（１）において抗原抗体反応が行なわれ、
抗原抗体反応にＪ：り抗体（刀のみとは全く異なる物質
が生成されるので、領域（ｉ）により反射させられた光
の雀亀と、抗原抗体反応を全く行なわない上記Ｇｒｉｔ
ｉｆｆｉ（２）により反射さＶられた光の強度とが相違
する状態となる。即ち、上記領域（１）により反０’ｌ
させられた光の強１ｕＥｂは、Ｅｂ＝ＥＯ（１−（Ｋ＋
Ｗ＋Ｔ））であり、上２領ｖＪ、（２）により反射さＩ
られた先の強度［ａは、Ｅａ＝ＥＯ（１−＜Ｗ＋Ｔ））
であるから（但し、［０は入射光強！印であり、Ｋは抗
原抗体反応に起因する減資割合であり、Ｗは濡れ等に起
因する減衰９１合であり、Ｔμ温度変化に起因する減衰
割合である。）、両者の差を求めると、［Ｅ ａ−Ｅ
ｂ＝Ｅ ＯＫとなり、抗原抗体反応に起因する光強度変
化分のみを検出することができる。
したがって、ト記光強度変化分の有無により免疫の有無
を検出することができ、光強度変化分の程度により免疫
の程度を検出することができることになる。
第３図は検出部（６）の一実施例を示１電気回路図であ
り、上記両川射光を受光して電気信号に変換するフォト
ダイオード（１１）（１２）と、−］二間各フＪ）へダ
イオード（ｉｔ）（１２）からの出力信号を増幅する増
幅器＜１３）（１４）と、１，２両増幅器（１３）（１
４）からの出力信号を入力として差信号を出力する差動
増幅器（１５）とから構成されている。
したがって、上記領域（１）により反（ト）させられた
光（抗原抗体反応に起因する減衰が！１：じさせられる
光）をフォトダイオード（１１）により受光して電気１
９号に変換し、増幅器（１３）により所定レベルにまで
増幅することができるととしに、上記領１ｉｆｆｉ （
２）により反射させられた光（抗原抗体反応に起因Ｊる
減衰が全く生じさせられない光）を７月トダイＡ−ド（
１２）により受光して電気信号に変換し、増幅器（１４
）ににり所定レベルにまで増幅４ることがでさる。そし
て、上記両増幅信号を差動増幅器（１５）に供給りるこ
とにより、抗原抗体反応に起因する減貞徹に相当する信
号のみを１７ることが（゛きる。
尚、この実施例を使用ζる場合には、例えば、第４図に
示すように、同一の光源（１６）からの出力光をハーフ
ミラ−（１７）により２分し、一方の光を他方の光と平
行になるようにミラー（１８）にＪ、り反射させ、この
状態で両光を、それぞれ領１ｉｉ１ｉ （１１Ｆ２＋に
より反射されるよう先導波路（３）に尋人することが、
両導入光の強度を同一に−することがて・きて好ましい
。
上記の実施例により得られた導出光強度ｉ Ｉｔ、温度
変化に拘わらず抗原量、即ら、抗原抗体反応量に対応し
て一義的に定まる（第５５図△参照）のであるから、温
度条件が変化しても（特に免疫検査遂Ｙｊ途中にＪｊけ
る温度変化が発生しても）、同一の特性線に基いて抗原
抗体反応量、すなわら、免疫の程度を筒中に検出するこ
とができる。
。した、狛に特セ１線［Ｊ、示していムいが、社；れ、
他の物質秀による影響を５受けることが＜’Ｋ ＜、Ｊ
’、 Ｑｊどｊｉ＋様に免疫の程度を曲中１−検出する
ことが（’ Ｑる。。
第６図は他の実施例ｆ ｔｊ＜ ’ｌ電気回路図゛（′
あり、第７図１ま照射光光路を切付える１台装置６示・
Ｊ概略図である。
この実施例にＪｊい一″Ｃは、光源（２１）からの出力
光を、平面ミラー、或は多面体ミラー等からなるミラー
（２２）を回転さ１４ることにより、順次１．”ｉ Ｌ
、：逆り向に反射さ？！（第７図中実線、（１３五〇破
線参照）、−１記実線ぐ示１光、おＪ、び破線τ・小４
光６−（れぞれミラー（２３ａ）（２３ｂ）にＪ、り艮
射さ１１で、でれぐれ領域（１１（２１で反射されるよ
）に先導波路（３）に導入４ることがでさる。
そしく、先導波路（：３）から導出された各光１よ、イ
れぞれミラー（２４ａ）（２４ｂ）により反射さＶられ
た後、上記ミラー（２２）と同１１１Ｊ Ｉ、 Ｔ回転
（るミラー（２５）ｉ、’Ｔよりフ第１・ダイオード（
２Ｇ）に照射される。。
」−記ノ第１・ダイＡ・−ド（２６）により変換された
電気信号は増幅器（２７）により増幅さねｌこ後、−】
ンデン１２８）により直流成分が除去されで、増幅器（
２９）による増幅がｔ）なわれ、その後、ダイオード（
３０）により整流され、］ンデン＋ｊ１３１）により平
滑化されて、外部に検出信号とし”ｌ（’ ）５！出さ
れる。
即ち、図示しない駆ｖＪ源により上記ミラー（２２）（
２５）を回転駆動リ−れば、領域（１）により反射され
た光、および領域（２により反射された光が交互にフォ
トダイオード（２６）に照射されるので、増幅器（２７
）により増幅されることにより、第８図Δに承すＪ、う
に、所定の自流伝号成分が重畳された正弦波信号を１１
１にとができる。その後、コンデンサ（２８）によりｉ
［！流成分が除去され、増幅器（２９）により増幅され
ることにより、第８図Ｂに示寸ように、直流信号成分が
除去された正弦波信号をｙノ、次いで、ダイオード（３
０）ににる整流、およびコンデンサ（３１）による平滑
が＜）なわれることにより、抗原抗体反応に起因する、
両導出光の強匪差に相当する直流信号を得ることができ
る。
したがって、この直流信号が零か否かにより抗原抗体反
応の右魚、即ち、免疫のイｊ無を検出ｉｉることができ
、ざらに直流信号のレベルに基い゛（抗原抗体反応のＩ
ａ、ＩＩＩら、免疫の程度を検出シることができる。
尚、この実施例の場合には、光源（２１）、フ４１−・
ダイオード（２Ｇ）、増幅器（２７Ｎ２９）、〕ンｊ゛
ンリ（２８）（３１）、およびダイオード（３０）が両
光に対して共通に使用されるのぐあるから、各県ｒ等の
温庶条ｆｌ苦に起因りるゆ動をし完全に除去し！、：状
態での直流信号を冑ることがＴ：きることになり、検出
粘１αを向、しさせることがぐさる。
第９図は照射光光路を１．ＩＪ Ｈえるり凸装置の他の
実施例を示す概略図であり、十配第７図の実施例と異な
る点は、図示しない駆動源にＪ、り回転駆動されるミラ
ー（３１）の所定位置に、複数ｆ１７＋１の聞［−１（
３２）を形成し、開口（３２）のサイズを、開口同上の
間のミラ一部分の１ナイズとｈト・とし／、＝ Ｉ：ｉ
、イｂ上び、１ｍ１Ｊ（３２）を通った光が直接領域（
１）により反ａ１されるように先導波路（３）に導入す
るとと（−ンに、ミラー（３１）により反射された光が
、ミラー（３３）＜３４）にＪ、り反射されて、領域（
ＺにＪ、り反０４されるように光導波路（３）に導入す
るようにした点のみである。
したが・）て、この実施例の場合には、正弦波信シ］が
得られる代わりに、第１０図△に示すにうに、矩形波信
号が得られることになるが、上記実施例とＩｉｉ］様に
ｉ流成分の除去勤ｆｌ（第１０図１３参照）、および整
流、平滑０作を行なうことにより、抗原抗体反応に起因
する両導出光の強１立差に相当する直流信号を１１？る
ことができる１゜
したがって、この直流信号が行か否かにより抗原抗体反
応のｉ無、即Ｊう、免疫の有無を検出することができ、
さらにめ原信号のレベルに阜い一゛Ｃ抗原抗体反応のが
、即ち、免疫の程度を検出Ｊることができる。
第１１図はさらに他の実施例を示′１Ｊ′概略図であり
、レーザ光源から出射されるレーザ光をハーフミラ−（
４１）に導くことにＪ、す、１対のレーザ光を形成し、
各レーザ光をミラー（４２）（４３）により反射させる
ことにより、それぞれ領域ｆｌＨ２）で反射されるよう
に光導波路（３）に導入し、光導波路（３）からの出射
レー音ア光を、ミラー（４４）（４５）にＪ、リハー−
ノミラー（４６）に導いて！ｊに二「渉さけ、干渉光を
フォトダイオード（４７）に照射することにより、干渉
光に対し６りる光信号をｔｌ、増幅器（４８）により増
幅１ｊることにＪ、す、検出信号を取出寸ようにしてい
る。。
この実施例の場合には、領域（１＋ ′Ｃ：反射された
し＋ ＋／’光）よ、ｌ原抗体反応ｔＡに依存して位相
が変化覆るごとになるのであるから、干渉光強度も位相
Ｚ７に応じて変化するので、フォトダイオード（４７）
からの光（ｉ’： ｊ’３も位相Ｘ−に応じて変化しく
第１２図参照）、この光信号を増幅することにより、抗
原抗体反応量を検出することができる。即ら、両光の位
相差に継いて抗原抗体反応量を検出することができる。
尚、この発明は上記の実施例に限定されるものではなく
、例えば、上記領ｂＩＡｆｌ）に抗体（７１を固定する
代わりに抗原（８）を固定することが可能である（この
場合には、血液中等において存在する抗体の吊が抗原の
量の約１００倍程度であるから、悪疫を向上させること
ができる）他、上記領域（２）を、紫外線照射により形
成する代わりに＾温加熱により形成することが可能であ
り、その他、この発明の要旨を変更しない範囲内におい
て種々の設み１変史をｔＡ寸ごとが司１走である。
〈発明の効果〉
以上のようにこの発明は抗原抗体反応を行なう領域と、
抗原抗体反応を行なわない他は上記領域と同一の性質を
右する領域とにより反射させらるように先導波路に光を
導入し、両導出光に基いて差を得ることにより免疫検査
をｆｊなうようにしているので、濡れ、他の物質、温度
変化等の影響を受ＩＪることなく、正確な免疫検査をｆ
ｊなうことができるという特有の効果を奏する。
また、内領域に向かって同時に光を照！８′１′るムの
である場合には、甲に差を得ることにより免疫検査を行
なうことができ、検出手段を筒素化することができると
いう利点を右し、さらに、内領域に向か〕で交りに光を
照（ト）するものである場合には、光源、Ｊ３よび検出
手段を共用することができ、抗原、および検出手段の、
温度等に起因する変動の影響を完全に拮除し’ＣｉＥ確
な免疫検査をｔｊなうことができるとい・）利点を右す
る。[31 When the antibody is immobilized, the cladding part is dry. For example, when blood cells (blood cells, white blood cells) come in contact with each other, their state changes, and further changes occur due to temperature conditions (see Figure 13), which alone makes it possible to determine the presence of antigens and antibodies (light intensity) α There is a problem in that it is not possible to conduct an accurate immunological test because of changes in the However, when blood, etc. is injected, it takes a long time to homogenize, and it may take longer than the several minutes normally required to cause antigen and antibody reactions. , in fact, dry conditions and wet conditions
However, there is a problem in that it is not possible to completely eliminate changes in the intensity of emitted light due to different conditions, and it is not possible to conduct accurate immunological tests. When detecting a disease, it is good to be able to detect only the presence or absence of antigens, but when treating a disease, it is insufficient to simply detect the presence or absence of antigens, It will be necessary to detect the level of antibody present (a decrease in the level present indicates a therapeutic effect; an increase or no change in the level present indicates no therapeutic effect). Taking these points into consideration, there is a problem in that the conventional immunoassay device described above cannot be used during the treatment of a disease. This was done with great consideration to the problems of
The purpose of the present invention is to provide an immunoassay device that can perform accurate immunoassays without being affected by state changes such as after the start of measurement. Means> In order to achieve the above object, the immunoassay device of the present invention has a region on which an antigen or an antibody is immobilized on the surface of an optical waveguide, which is formed in parallel to the direction of propagation of light, and which In parallel, a region is formed that does not cause an antigen-antibody reaction and has other properties that are the same as the above region, and further)
2. A detecting means is provided for inputting the light reflected by both the recording areas and detecting the difference between the two lights. The light may be irradiated alternately toward both T4Vi, or the light may be irradiated alternately toward both T4Vi. Effects> With the immunoassay device with the above configuration, if light is made incident on the optical waveguide so that it is reflected by the area on which the antigen or antibody is immobilized, the attenuation due to the antigen or antibody alone will be reduced.
The light is guided so that the attenuation caused by the antigen-antibody reaction is slightly reduced, and the light is reflected by a region that does not undergo the antigen-antibody reaction and has other properties that are the same as the region described above. When the light is made incident on the wave path, the light is caused to have a reduced Q due only to the above-mentioned region and is emitted. Therefore, by inputting the light repulsed by the inner area to the detection means, the difference between the two lights can be detected.
Immunity is determined by the presence or absence of X-, and immunity is determined by the degree of difference.
It is possible to detect the degree of each. It should be noted that what is immobilized may be an antigen or an antibody (I). In a state of immunity (C), both the antigen and the antibody are present in the solution. Also, 1,] irradiate light at 111 o'clock toward both areas゛4
If the difference is detected by direct detection means, the difference can be detected by direct detection means, or by intersecting towards both regions j-2 (if the light is irradiated on j, then the difference can be detected periodically). It is possible to obtain a variable output, and similarly to the above, the presence or absence of immunity can be detected based on the presence or absence of Z-, and the P? and degree of immunity can be detected based on the degree of difference. An example is shown in the appendix (4 drawings and 5 C). On the upper surface of the optical waveguide (3) formed with the light introducing part (4), J3 and the light leading part (5), a region [1] (2' is parallel to the light propagation direction) (2+ is taken as an example). C1, f-L T, I-2
light) n From (5); n the emitted light is converted into a photoelectric converter,
Lead the differential amplifier etc. to the detection section ([)) on the right (-1
゜1-Open area (1) is schematically shown in detail in Figure 2! 1
This is a region formed by fixing the antibody (force) on the upper surface of the optical waveguide (3), and when it comes into contact with a solution containing anti-1ia (81), an antigen-antibody reaction occurs. ''-open region (2) is first immobilized with antibody ('7), and then irradiated with ultraviolet rays at tT','-(antibody (powerful bamboo'Cτ(anti-1j); (property that makes the antibody reaction fi) ) This is a region formed by human beings, and has the same properties as region (1) above, except that it does not perform an antigen b''L-body reaction. t f'r ssThe light having an intensity of Ii is introduced from the light introduction part (4), is reflected a predetermined number of times by each area f1) (2), and then sent to the light output part (5). By guiding the solution such as blood to the detection part (6), it is possible to perform an immunological test.
+<21 A state in which there is no contact at all, or there are no antigens or antibodies in solutions such as blood (no immunity)
In this case, the amount of attenuation due to area [1) (21) of both lights is the same, and the intensity of the light emitted by both rivers is the same, so it can be determined that there is no immunity. If an antigen or antibody is present in the area, an antigen-antibody reaction takes place in the above region (1),
Antibody (A substance completely different from the sword is generated, so the light reflected by area (i) and the above Grit, which does not perform any antigen-antibody reaction.
The intensity of the light reflected by iffi(2) is different from that of the light reflected by iffi(2). That is, due to the above region (1), anti-0'l
The intensity 1uEb of the emitted light is Eb=EO(1-(K+
W + T)), reflected by the upper 2nd region vJ, (2) I
The strength of the tip [a is Ea=EO (1-<W+T)]
(However, [0 is the incident light intensity! mark, K is the reduction rate due to antigen-antibody reaction, W is the attenuation due to wetting, etc., and Tμ is the attenuation due to temperature change. ), and finding the difference between the two, we get [E a-E
b=E OK, and only the change in light intensity caused by the antigen-antibody reaction can be detected. Therefore, the presence or absence of immunity can be detected based on the presence or absence of the light intensity change, and the degree of immunity can be detected based on the degree of light intensity change. FIG. 3 is an electrical circuit diagram showing an embodiment of the detection unit (6), which includes photodiodes (11) and (12) that receive the above-mentioned light emitted from both sides and convert it into an electric signal, and Amplifiers <13) (14) that amplify the output signal from the diode (it) (12) to J), and both amplifiers (13) (14)
4), and a differential amplifier (15) that receives the output signal from 4) and outputs a difference signal. Therefore, the photodiode (11) receives the light reflected by the region (1) (the light that is attenuated due to the antigen-antibody reaction) and generates an electric current.
9 and can be amplified to a predetermined level by the amplifier (13), the above region 1iffi (
2) The light reflected by (light that does not undergo any attenuation due to antigen-antibody reactions) is
12) receives the light, converts it into an electrical signal, and sends it to an amplifier (14).
) can be amplified to a predetermined level. By supplying both of the above amplified signals to the differential amplifier (15), it is possible to extract only the signal (17) corresponding to the reduced signal caused by the antigen-antibody reaction. For example, as shown in Figure 4, the output light from the same light source (16) is divided into two by a half mirror (17), and one light is made parallel to the other light. In this state, both beams are reflected by the mirror (18) and sent to the leading waveguide (3) so that they are reflected by the respective regions 1ii1i (11F2+).
It is preferable to make the intensities of both introduced lights the same. Since the derived light intensity i It obtained in the above example is uniquely determined in correspondence to the amount of antigen, that is, the amount of antigen-antibody reaction, regardless of temperature changes (see FIG. 55 △), the temperature conditions Even if the temperature changes (particularly even if a temperature change occurs during the immunoassay), the amount of antigen-antibody reaction, that is, the degree of immunity, can be detected in the tube based on the same characteristic line. can. . I did, but the special 1st line [J, I can't show it, but the company;
Being influenced by other material strengths is <'K <, J
', It is possible to detect the degree of immunity in the same way as (' Q. Figure 6 shows an electric circuit diagram of another embodiment f tj <'l)
Yes, Fig. 7 shows one device 6 that can cut the irradiation light optical path.
J schematic diagram. In this embodiment, output light from a light source (21) is sequentially converted into 1."i L by rotating a mirror (22) made of a plane mirror, a polyhedral mirror, etc.
, :Reflected in the opposite direction? ! (Figure 7 solid line, (see 1350 broken line), -1 solid line 1 light, O J, and broken line τ, small 4
Light 6- (J, reflected by mirrors (23a) and (23b), respectively) can be introduced into the leading waveguide (3) in the stray region (11 (reflected by 21)) at 11. Then, each light 1 derived from the leading waveguide (3) is reflected by the mirrors (24a) and (24b), respectively, and then reflected by the mirror (22) and the same 111J I, T rotation (mirror (25) i, 'T from the first diode (
2G). . - After the electrical signal converted by the first die A-de (26) is amplified by the amplifier (27), -]
The DC component is removed by the amplifier (128), and the amplifier (
29) is amplified by t), and then the diode (
30), smoothed by 131), and output as a detection signal to the outside. That is, the mirror (22) is driven by a drive source (not shown).
When the photodiode (25) is rotationally driven, the light reflected by the area (1) and the light reflected by the area (2) are alternately irradiated onto the photodiode (26).
), the sine wave signal on which a predetermined free-current transmission signal component is superimposed, as shown in FIG.
1 can be broken. After that, the capacitor (28)
[! By removing the current component and amplifying it by the amplifier (29), the sine wave signal from which the DC signal component has been removed is passed through the diode (3), as shown in FIG. 8B.
0) and smoothing by the capacitor (31), resulting in an antigen-antibody reaction.
It is possible to obtain a DC signal corresponding to the strong difference between the two derived lights. Therefore, depending on whether or not this DC signal is zero, it is possible to detect the presence or absence of the antigen-antibody reaction, that is, the absence of immunity, and roughly based on the level of the DC signal (I
a, III, etc., the degree of immunity can be detected. In addition, in the case of this embodiment, the light source (21), the frame 41-.
Since the diode (2G), amplifier (27N29), amplifier (28) (31), and diode (30) are commonly used for both types of light, it is possible to Completely remove any vibrations caused by stress! , : It is possible to remove the DC signal in the T: state, and it is possible to direct the detected viscosity 1α. Figure 9 shows the optical path of the irradiation light as 1. This is a schematic diagram showing another embodiment of the IJH convex device, and the difference from the embodiment shown in FIG. , the number of f17+1 [-1(
32), and the size of the aperture (32) is set to 1 size of the mirror part between the apertures above and ht/, = I:i
, i b rises and the light passing through 1 m 1 J (32) directly reaches the area (
1), the light reflected by the mirror (31) is reflected by the mirror (33)<34), and the area (
The only difference is that it is introduced into the optical waveguide (3) so that it is curved 04 to Z. Therefore, in this embodiment, instead of obtaining a sine wave signal, a rectangular wave signal is obtained as shown in FIG. ] By removing the i current component fl (see Figure 10, 13), rectifying it, and smoothing it, the DC signal corresponding to the intensity difference of 1 level between the two emitted lights caused by the antigen-antibody reaction can be reduced to 11 ? Therefore, depending on whether or not this DC signal is present, it is possible to detect the presence or absence of an antigen-antibody reaction, or the presence or absence of immunity.
Furthermore, the level of the antigen-antibody reaction, ie, the degree of immunity, can be detected as the level of the target signal increases. FIG. 11 is a schematic diagram '1J' showing still another embodiment, in which the laser beam emitted from the laser light source is reflected by a half mirror (
41) Form a pair of laser beams to guide the
By reflecting each laser beam by mirrors (42) and (43), it is introduced into the optical waveguide (3) so as to be reflected by the area flH2), and the laser beams emitted from the optical waveguide (3) are J, rehearsal for Miller (44) (45)
Lead me to Nomirah (46)! By irradiating the photodiode (47) with the interference light, the optical signal generated by the interference light is amplified by the amplifier (48), and the detection signal is amplified by the amplifier (48). In this example, the phase changes depending on the original antibody reaction tA in the area (1+'C: reflected + +/' light). Therefore, since the interference light intensity also changes according to the phase Z7, the photodiode (47)
(i': j'3 also changes depending on the phase X-, see FIG. 12), and by amplifying this optical signal, the amount of antigen-antibody reaction can be detected. That is, the amount of antigen-antibody reaction can be detected based on the phase difference between the two lights. It should be noted that the present invention is not limited to the above embodiments, and for example, instead of immobilizing the antibody (71) to the region bIAfl, it is possible to immobilize the antigen (8) (in this case, In addition, the above region (2) can be formed by heating instead of by ultraviolet irradiation. In addition, various configurations and changes can be made without changing the gist of the invention. <Effects of the Invention> As described above, this invention A region that performs an antibody reaction,
Introducing light into the leading waveguide so that it is reflected by a region that has the same properties as the above region, except that an antigen-antibody reaction is not performed, and obtaining a difference based on the two emitted lights, allows immunoassays to be performed like fj. This allows accurate immunological tests to be performed without being affected by wetness, other substances, temperature changes, etc.
It has the unique effect of being able to do the following. Also, shine light towards the inner realm at the same time! In the case of 8'1' lumen, it is possible to carry out an immunological test by obtaining a difference in the instep, and there is an advantage that the detection means can be made into a cylinder. ), the light source, J3 and detection means can be shared, and the antigen and the detection means can be used in common.
The advantage is that it can completely eliminate the influence of fluctuations caused by temperature, etc., and perform accurate immunological tests.
【図面の簡単な説明】[Brief explanation of drawings]
第１図はこの発明の免疫検査装置の一実施例を示１−概
略図、
第２図は要部概略縦断面図、
第３図は検出部の一実施例を示？ｌ電気回路図、第４図
は光導入部を示す概略図、
第５図は導出光強度差と抗原抗体反応１１とのＩｌｌ係
を示す図、
第６図は他の実施例を示寸電気回路図、第７図は照射光
光路を切替える切開装置を示１概略図、
第８図Ｉ、Ｌ電気回路図の各部の信ｇ波形を示す図、第
９図は照射光光路を１．７Ｊ行える切替装量の伯の実施
例を示す概略図、
第１０図は各部の信号波形を丞す図、
第１１図はさらに他の実施例を示（概略図、第１２図は
フォトダイオードの光信号と抗原抗体反応量との関係を
示す図。
（１）・・・抗原抗体反応を行ない（！）る領域、（２
）・・・抗１ｊイ抗体反応を行くｉい得ない領域、（３
）・・・光導波路、（６）・・・検出部将９出願人
ダイキンコニ業株式会２ｉ：゛）
第３図
第４図
ヨ々永網
９ 素
゛″１Fig. 1 shows an embodiment of the immunoassay device of the present invention. Fig. 2 is a schematic vertical sectional view of the main part. Fig. 3 shows an embodiment of the detection section. Figure 4 is a schematic diagram showing the light introduction part; Figure 5 is a diagram showing the relationship between the difference in the intensity of the derived light and the antigen-antibody reaction 11; Figure 6 is an electrical diagram showing another example. The circuit diagram, Fig. 7 shows the incision device that switches the irradiation light optical path, 1 schematic diagram, Fig. 8 shows the signal g waveform of each part of the I and L electric circuit diagram, and Fig. 9 shows the irradiation light optical path at 1.7J. Fig. 10 is a diagram showing the signal waveforms of each part; Fig. 11 is a diagram showing still another embodiment (schematic diagram; A diagram showing the relationship between the signal and the amount of antigen-antibody reaction. (1) ...A region where antigen-antibody reaction occurs (!), (2)
)...Region where anti-1j antibody reaction cannot occur, (3
)...Optical waveguide, (6)...Detection section general 9 Applicant
Daikin Konigyo Co., Ltd. 2i:゛) Fig. 3 Fig. 4 Yoyo Nagaami 9 So゛''1