JP7613709B2

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Publication number: JP7613709B2
Application number: JP2020091751A
Authority: JP
Inventors: 昌治竹内; 久史清水; 淳澤山
Original assignee: University of Tokyo NUC
Current assignee: University of Tokyo NUC
Priority date: 2020-05-26
Filing date: 2020-05-26
Publication date: 2025-01-15
Anticipated expiration: 2040-05-26
Also published as: JP2021188942A

Description

特許法第３０条第２項適用公開日：令和１年８月５日、発行者名：東京大学情報理工学系研究科／生産技術研究所竹内昌治研究室、刊行物名：東京大学情報理工学系研究科／生産技術研究所竹内昌治研究室活動報告［２０１８－２０１９］ｔｌａｂａｃｔｉｖｉｔｙｒｅｐｏｒｔArticle 30,paragraph 2 of the Patent Act applies. Publication date: August 5, 2019, Publisher: The University of Tokyo, Graduate School of Information Science and Technology / Institute of Industrial Science, Masaharu Takeuchi Laboratory, Publication name: The University of Tokyo, Graduate School of Information Science and Technology / Institute of Industrial Science, Masaharu Takeuchi Laboratory Activity Report [2018-2019] tlab activity report

本発明は、ファイバセンサおよび検出装置に関するものである。The present invention relates to a fiber sensor and a detection device.

例えば、脳科学研究においては、研究対象となる神経細胞等の活性化を検出するために、神経伝達分子やイオンを選択的かつ定量的に測定する技術が必要とされている。特定の脳領域が司る行動を解析するためには、数１００ミクロンの空間解像度および秒スケールの時間解像度が求められる。また、実験動物を生きたまま解析できることも重要である。For example, in brain science research, technology is needed to selectively and quantitatively measure neurotransmitter molecules and ions to detect the activation of the target neurons. In order to analyze behavior controlled by specific brain regions, spatial resolution of several hundred microns and time resolution on the scale of seconds are required. It is also important to be able to analyze live experimental animals.

例えば、神経伝達分子の検出には、微小電極を用いて分子の酸化還元反応に伴って発生する電流を検出する方法や、先端に半透膜のついたマイクロダイアリシスプローブを挿入して小分子を回収し、液体クロマトグラフィーで分離分析する手法が用いられてきた。For example, to detect neurotransmitter molecules, methods have been used that use microelectrodes to detect the electric current generated by the redox reaction of molecules, or that insert a microdialysis probe with a semipermeable membrane at the tip to collect small molecules and separate and analyze them using liquid chromatography.

分子の酸化還元反応に伴って発生する電流を検出する方法では、酸化還元電位の近い分子を区別するのが難しいという欠点があった。また、液体クロマトグラフィーで分離分析する方法では、分離に時間がかかるため時間解像度が著しく低いという問題があった。
そこで、イオンや神経伝達分子に反応して蛍光を発するタンパク質が開発され、光ファイバを用いてこの蛍光を検出する手法が発展してきた（例えば、非特許文献１参照）。 The method of detecting the electric current generated by the redox reaction of molecules has the disadvantage that it is difficult to distinguish between molecules with similar redox potentials, and the method of separating and analyzing molecules using liquid chromatography has the problem that the time required for separation is extremely low, resulting in extremely low time resolution.
Therefore, proteins that emit fluorescence in response to ions or neurotransmitter molecules have been developed, and techniques for detecting this fluorescence using optical fibers have been developed (see, for example, Non-Patent Document 1).

A Genetically Encoded Fluorescent Sensor Enables Rapid and Specific Detection of Dopamine in Flies, Fish, and Mice. 1. Cell. 2018 July 12;174(2):481-496.A Genetically Encoded Fluorescent Sensor Enables Rapid and Specific Detection of Dopamine in Flies, Fish, and Mice. 1. Cell. 2018 July 12;174(2):481-496.

上記の非特許文献１に記載された手法では、生体内で蛍光を発現させるにはトランスフェクションの必要があることから、時間や手間が掛かるという問題が生じる。The method described in the above-mentionednon-patent document 1 requires transfection to express fluorescence in vivo, which causes problems in that it is time-consuming and labor-intensive.

本発明は、以上のような点を考慮してなされたもので、時間や手間が掛かることなく検出対象物を検出できるファイバセンサおよび検出装置を提供することを目的とする。The present invention was made in consideration of the above points, and aims to provide a fiber sensor and detection device that can detect the target object without spending time and effort.

本発明の第１の態様に従えば、ファイバ本体と、前記ファイバ本体を被覆する被覆部とを有する光ファイバを用いて対象物を検出するファイバセンサであって、前記ファイバ本体の先端側に、前記ファイバ本体の軸線を含み外部に開口する空隙を形成する空隙形成部と、前記空隙に位置し発光可能な発光部と、を備え、前記発光部は、前記対象物と反応したときに発光強度が変化する発光センサを含むファイバセンサが提供される。According to a first aspect of the present invention, there is provided a fiber sensor that detects an object using an optical fiber having a fiber body and a coating that coats the fiber body, the fiber sensor including a gap forming portion that forms a gap that includes the axis of the fiber body and opens to the outside at the tip side of the fiber body, and a light emitting portion that is located in the gap and is capable of emitting light, the light emitting portion including a light emitting sensor whose light emission intensity changes when it reacts with the object.

本発明の第２の態様に従えば、本発明の第１の態様のファイバセンサと、前記発光部からの発光画像を前記光ファイバを介して撮像する撮像部と、撮像した前記発光画像に基づいて前記対象物を検出する検出部と、を有する検出装置が提供される。According to a second aspect of the present invention, there is provided a detection device having a fiber sensor according to the first aspect of the present invention, an imaging unit that captures an emission image from the light emitting unit via the optical fiber, and a detection unit that detects the object based on the captured emission image.

本発明では、時間や手間が掛かることなく検出対象物を検出することが可能になる。The present invention makes it possible to detect the target object without spending a lot of time and effort.

本発明の実施の形態を示す図であって、第１実施形態のファイバセンサＦＳを有する検出装置１の概略的な構成図である。FIG. 1 is a diagram showing an embodiment of the present invention, and is a schematic configuration diagram of adetection device 1 having a fiber sensor FS of a first embodiment.光ファイバ１０の先端部を示す部分断面図である。2 is a partial cross-sectional view showing the tip portion of theoptical fiber 10. FIG.ファイバセンサＦＳを製作する手順を示す概略的な斜視図である。1A to 1C are schematic perspective views showing a procedure for manufacturing the fiber sensor FS.蛍光センサの第２、第３実施形態における光ファイバ１０の先端部を示す部分断面図である。4 is a partial cross-sectional view showing the tip portion of theoptical fiber 10 in the second and third embodiments of the fluorescent sensor. FIG.第２実施形態に係るファイバセンサＦＳにおける光ファイバ１０を示す断面図である。1 is a cross-sectional view showing anoptical fiber 10 in a fiber sensor FS according to a second embodiment.ドリルＤを用いて光ファイバ１０に空隙２３を形成する手順を示す斜視図である。10 is a perspective view showing a procedure for forming agap 23 in anoptical fiber 10 using a drill D. FIG.第３実施形態に係るファイバセンサＦＳにおける光ファイバ１０を示す外観斜視図である。FIG. 11 is an external perspective view showing anoptical fiber 10 in a fiber sensor FS according to a third embodiment.検出部によって検出されファイバセンサにおける発光部の蛍光画像を示す図である。13 is a diagram showing a fluorescent image of a light-emitting portion in a fiber sensor detected by a detection portion. FIG.細胞のモル濃度（μＭ）と蛍光強度の変化との関係を示す関係図である。FIG. 1 is a graph showing the relationship between the molar concentration (μM) of cells and the change in fluorescence intensity.ノルエピネフリンに対する特定の細胞の時間応答に関し、応答時間と蛍光強度との関係を示す関係図である。FIG. 1 is a graph showing the relationship between response time and fluorescence intensity with respect to the time response of a specific cell to norepinephrine.

以下、本発明のファイバセンサおよび検出装置の実施の形態を、図１ないし図１０を参照して説明する。
なお、以下の実施形態は、本発明の一態様を示すものであり、この発明を限定するものではなく、本発明の技術的思想の範囲内で任意に変更可能である。また、以下の図面においては、各構成をわかりやすくするために、実際の構造と各構造における縮尺や数等を異ならせている。 DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Hereinafter, a fiber sensor and a detection device according to an embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
The following embodiment shows one aspect of the present invention, does not limit the present invention, and can be modified as desired within the scope of the technical idea of the present invention. In addition, in the following drawings, the scale and number of each structure are different from the actual structure in order to make each configuration easier to understand.

［ファイバセンサの第１実施形態］
図１は、本発明に係る第１実施形態のファイバセンサＦＳを有する検出装置１の概略的な構成図である。検出装置１は、ファイバセンサＦＳを用いて、外因性物質や内因性物質（例えば、生理活性物質等）を対象物として検出する。以下では、内因性物質である生理活性物質を対象物として検出する例を用いて説明する。生理活性物質としては、一例として、神経伝達分子、イオン、グルコースが挙げられる。[First embodiment of fiber sensor]
1 is a schematic diagram of adetection device 1 having a fiber sensor FS according to a first embodiment of the present invention. Thedetection device 1 detects exogenous substances and endogenous substances (e.g., physiologically active substances) as targets using the fiber sensor FS. In the following, an example in which a physiologically active substance, which is an endogenous substance, is detected as a target will be described. Examples of physiologically active substances include neurotransmitter molecules, ions, and glucose.

検出装置１は、ファイバセンサＦＳ、光源部４０、ダイクロイックミラー５０、光検出器（撮像部）６０、前置増幅器７０、ロックインアンプ８０および検出部９０を備えている。光源部４０は、励起光を発光する光源である。本実施形態の光源部４０は、一例として、波長４７０ｎｍ（青色）の励起光を発光する。光源部４０からの励起光は、パッチケーブルｃ１を介してダイクロイックミラー５０に入射する。Thedetection device 1 includes a fiber sensor FS, alight source unit 40, adichroic mirror 50, a photodetector (imaging unit) 60, apreamplifier 70, a lock-inamplifier 80, and adetection unit 90. Thelight source unit 40 is a light source that emits excitation light. In this embodiment, thelight source unit 40 emits excitation light with a wavelength of 470 nm (blue), as an example. The excitation light from thelight source unit 40 is incident on thedichroic mirror 50 via a patch cable c1.

ダイクロイックミラー５０は、所定の波長の光を透過し、他の波長の光を反射する。本実施形態のダイクロイックミラー５０は、光源部４０からの励起光を反射し、パッチケーブルｃ２を介して光ファイバ１０に入射させる。パッチケーブルｃ１と光ファイバ１０とは光学的に接続されている。ダイクロイックミラー５０は、光ファイバ１０からパッチケーブルｃ２を介して入射する光（蛍光；詳細は後述）を透過する。Thedichroic mirror 50 transmits light of a specific wavelength and reflects light of other wavelengths. In this embodiment, thedichroic mirror 50 reflects excitation light from thelight source unit 40 and makes it incident on theoptical fiber 10 via the patch cable c2. The patch cable c1 and theoptical fiber 10 are optically connected. Thedichroic mirror 50 transmits light (fluorescence; details will be described later) incident from theoptical fiber 10 via the patch cable c2.

光検出器６０は、撮像部として、ダイクロイックミラー５０を透過した光ファイバ１０からの蛍光画像を撮像する。光検出器６０としては、一例として、フォトダイオードが用いられる。光検出器６０が撮像した信号は、前置増幅器７０に送出されて増幅される。前置増幅器７０で増幅された信号は、ロックインアンプ８０に送出される。Thephotodetector 60, which serves as an imaging section, captures a fluorescent image from theoptical fiber 10 that has passed through thedichroic mirror 50. As an example of thephotodetector 60, a photodiode is used. The signal captured by thephotodetector 60 is sent to thepreamplifier 70 and amplified. The signal amplified by thepreamplifier 70 is sent to the lock-inamplifier 80.

ロックインアンプ８０は、前置増幅器７０で増幅された信号が入力し、当該信号からノイズを除去する。ロックインアンプ８０でノイズが除去された信号は、検出部９０に送出される。The lock-inamplifier 80 receives the signal amplified by thepreamplifier 70 and removes noise from the signal. The signal from which noise has been removed by the lock-inamplifier 80 is sent to thedetection unit 90.

検出部９０は、ロックインアンプ８０でノイズが除去された信号が入力し、当該信号に基づき、光ファイバ１０からの蛍光の発光強度の変化に応じて対象物を検出する。検出部９０としては、例えば、パーソナルコンピュータ（ＰＣ）や、ＰＣにおけるＣＰＵ等を用いることができる。Thedetection unit 90 receives the signal from which noise has been removed by the lock-inamplifier 80, and detects the target object based on the signal in response to changes in the emission intensity of the fluorescent light from theoptical fiber 10. Thedetection unit 90 may be, for example, a personal computer (PC) or a CPU in a PC.

ファイバセンサＦＳは、光ファイバ１０と挿入具１０Ａと発光部３０とを有している。挿入具１０Ａは、例えば、少なくとも先端部が生体内に挿入される。挿入具１０Ａは、生体における対象物に応じた検出部位に挿入される。挿入具１０Ａは、対象物が神経伝達分子の場合、脳内に挿入される。挿入具１０Ａは円筒状に形成されている。挿入具１０Ａの材質としては、生体に悪影響を及ぼさなければ特に限定されず、例えば樹脂材料が用いられる。The fiber sensor FS has anoptical fiber 10, aninsertion tool 10A, and alight emitting unit 30. For example, at least the tip of theinsertion tool 10A is inserted into a living body. Theinsertion tool 10A is inserted into a detection site in the living body that corresponds to the target object. When the target object is a neurotransmitter molecule, theinsertion tool 10A is inserted into the brain. Theinsertion tool 10A is formed in a cylindrical shape. There are no particular limitations on the material of theinsertion tool 10A as long as it does not have an adverse effect on the living body, and for example, a resin material is used.

一例として、挿入具１０Ａの直径は、０．１～１０ｍｍであり、長さは１～１０ｍｍである。挿入具１０Ａの中心穴の直径は、光ファイバ１０が挿入可能な大きさに形成されている。As an example, the diameter of theinsertion tool 10A is 0.1 to 10 mm, and the length is 1 to 10 mm. The diameter of the central hole of theinsertion tool 10A is formed to a size that allows theoptical fiber 10 to be inserted.

光ファイバ１０は、先端側が挿入具１０Ａの中心穴に挿通されている。光ファイバ１０の基端側は、パッチケーブルｃ２に接続されている。
図２は、光ファイバ１０の先端部を示す部分断面図である。図２に示すように、光ファイバ１０は、ファイバ本体１１と被覆部２０と空隙２３を有している。ファイバ本体１１は、軸線Ｊに沿って延びており、中心に位置するファイバコア１１Ａと、ファイバコア１１Ａの外周面を被覆するファイバコア１１Ｂとを有している。本実施形態の光ファイバ１０は、ファイバコア１１Ａがシリカで形成され、ファイバクラッド１１Ｂが合成樹脂で形成されている。 The tip side of theoptical fiber 10 is inserted through a central hole of theinsertion tool 10A. The base end side of theoptical fiber 10 is connected to a patch cable c2.
Fig. 2 is a partial cross-sectional view showing the tip portion of theoptical fiber 10. As shown in Fig. 2, theoptical fiber 10 has afiber body 11, acoating 20, and agap 23. Thefiber body 11 extends along an axis J and has afiber core 11A located at the center and afiber core 11B that coats the outer peripheral surface of thefiber core 11A. In theoptical fiber 10 of this embodiment, thefiber core 11A is made of silica, and thefiber clad 11B is made of synthetic resin.

ファイバクラッド１１Ｂとしては、一例として、メタクリル樹脂、ポリカーボネート樹脂（ＰＣ）、ポリスチレン樹脂（ＰＳ）、アクリル樹脂、フッ素系樹脂等を用いることができる。ファイバクラッド１１Ｂの直径としては、一例として、２３０μｍである。ファイバクラッド１１Ｂの屈折率は、ファイバコア１１Ａの屈折率よりも小さい。従って、パッチケーブルｃ２を介してファイバコア１１Ａに入射した励起光は、ファイバコア１１Ａを介して伝送される。As an example of the fiber clad 11B, methacrylic resin, polycarbonate resin (PC), polystyrene resin (PS), acrylic resin, fluorine-based resin, etc. can be used. As an example of the diameter of the fiber clad 11B, it is 230 μm. The refractive index of the fiber clad 11B is smaller than the refractive index of thefiber core 11A. Therefore, the excitation light incident on thefiber core 11A via the patch cable c2 is transmitted via thefiber core 11A.

ファイバコア１１Ａは、励起光を出射する出射部１２を有している。出射部１２は、ファイバコア１１Ａの先端面である。Thefiber core 11A has anemission section 12 that emits excitation light. Theemission section 12 is the tip surface of thefiber core 11A.

被覆部２０は、ファイバクラッド１１Ｂの外周面を被覆する。被覆部２０の直径としては、一例として、５００μｍである。被覆部２０は、一例としてフッ素系樹脂で形成されている。なお、ファイバ本体１１の外周面を被覆するクラッドを設ける構成であってもよい。Thecoating 20 coats the outer peripheral surface of the fiber clad 11B. The diameter of thecoating 20 is, for example, 500 μm. Thecoating 20 is, for example, made of a fluororesin. Note that thefiber body 11 may be configured to have a clad that coats the outer peripheral surface.

被覆部２０は、空隙形成部２１と分断部２２とを有している。空隙形成部２１は、出射部１２よりも軸線Ｊ方向の先端側に、軸線Ｊを含み外部に開口する空隙２３を形成する。本実施形態における空隙２３は、出射部１２に臨み軸線Ｊ方向の先端側に開口している。従って、空隙２３は、光ファイバ１０を非貫通である。空隙形成部２１は、空隙２３を形成する筒状壁２４を有している。筒状壁２４は、軸線Ｊを中心として、ファイバ本体１１（ファイバクラッド１１Ｂ）よりも径方向外側に位置し全周に亘って筒状に形成されている。筒状壁２４は、被覆部２０においてファイバコア１１Ａの出射部１２よりも光軸方向の先端側に延出する領域である。Thecoating section 20 has agap forming section 21 and adividing section 22. Thegap forming section 21 forms agap 23 that includes the axis J and opens to the outside, located on the tip side in the axis J direction from theemission section 12. In this embodiment, thegap 23 faces theemission section 12 and opens on the tip side in the axis J direction. Therefore, thegap 23 does not penetrate theoptical fiber 10. Thegap forming section 21 has acylindrical wall 24 that forms thegap 23. Thecylindrical wall 24 is located radially outward from the fiber body 11 (fiber clad 11B) with the axis J as the center, and is formed in a cylindrical shape around the entire circumference. Thecylindrical wall 24 is a region in thecoating section 20 that extends toward the tip side in the optical axis direction from theemission section 12 of thefiber core 11A.

分断部２２は、出射部１２よりも基端側において被覆部２０が長さ方向（軸線Ｊ方向）で分断されファイバ本体１１が露出する領域である。軸線Ｊ方向に関して、出射部１２から筒状壁２４の先端までの長さＬ１と、分断部２２の長さＬ２とは同一である。すなわち、筒状壁２４は、分断部２２の基端側の位置で被覆部２０を軸線Ｊ方向に分割し、分割された先端側の被覆部２０をファイバ本体１１に対して距離Ｌ１だけ先端側に移動させることにより形成されている。The dividingsection 22 is a region where thecoating section 20 is divided in the length direction (axis J direction) on the base end side of theemission section 12, exposing thefiber body 11. In the axis J direction, the length L1 from theemission section 12 to the tip of thecylindrical wall 24 is the same as the length L2 of the dividingsection 22. In other words, thecylindrical wall 24 is formed by dividing thecoating section 20 in the axis J direction at a position on the base end side of the dividingsection 22, and moving the divided tipside coating section 20 by a distance L1 toward the tip side relative to thefiber body 11.

発光部３０は、空隙２３に位置する。発光部３０は、検出対象物と反応したときに発光強度が変化する発光センサを有している。発光センサは、検出装置１により検出する対象物に応じて選択される。以下、複数の実施形態の発光センサを説明する。The light-emittingunit 30 is located in thegap 23. The light-emittingunit 30 has a light-emitting sensor whose light emission intensity changes when it reacts with a detection target. The light-emitting sensor is selected according to the target to be detected by thedetection device 1. Several embodiments of the light-emitting sensor are described below.

［発光センサの第１実施形態］
発光部３０は、ハイドロゲル３１内に内包され第１実施形態の発光センサを含む細胞３２を有している。本実施形態における発光センサは、励起光の照射により蛍光を発光するとともに、対象物と反応したときに蛍光の発光強度が変化する蛍光センサである。細胞３２は、ノルアドレナリン（ノルエピネフリン）に応答して蛍光強度が増大するタンパク質センサを細胞膜上に有する。タンパク質センサは、ノルアドレナリンの受容体を遺伝子改変することによって、蛍光発光部位として蛍光タンパク質（ＸＦＰ）を挿入することによって作製される。なお、タンパク質センサは、細胞の内部にあってもよい。[First embodiment of the luminescence sensor]
The light-emittingunit 30 has acell 32 that is encapsulated in ahydrogel 31 and includes the light-emitting sensor of the first embodiment. The light-emitting sensor in this embodiment is a fluorescent sensor that emits fluorescence when irradiated with excitation light and changes the intensity of the fluorescence when it reacts with an object. Thecell 32 has a protein sensor on the cell membrane whose fluorescence intensity increases in response to noradrenaline (norepinephrine). The protein sensor is produced by genetically modifying a noradrenaline receptor to insert a fluorescent protein (XFP) as a fluorescence emission site. The protein sensor may be inside the cell.

蛍光発光部位としては、ＴｕｒｂｏＧＦＰ、ＡｃＧＦＰ、ＴａｇＧＦＰ、Ａｚａｍｉ－Ｇｒｅｅｎ、ＺｓＧｒｅｅｎ、ＥｍＧＦＰ、ＥＧＦＰ、ＧＦＰ２、ＨｙＰｅｒ等の緑色蛍光タンパク質（ＧｒｅｅｎＦｌｕｏｒｅｓｃｅｎｔＰｒｏｔｅｉｎ, ＧＦＰ）；ＥＢＦＰ等の青色蛍光タンパク質（ＢｌｕｅＦｌｕｏｒｅｓｃｅｎｔＰｒｏｔｅｎ, ＢＦＰ）；ＥＣＦＰ、ＴａｇＣＦＰ、ＡｍＣｙａｎ、ＭｉｄｏｒｉｉｓｈｉＣｙａｎ等のシアン蛍光タンパク質（ＣｙａｎＦｌｕｏｒｅｓｃｅｎｔＰｒｏｔｅｉｎ, ＣＦＰ）；ＴｕｒｂｏＲＦＰ、ＤｓＲｅｄ－Ｅｘｐｒｅｓｓ、ＤｓＲｅｄ２、ＴａｇＲＦＰ、ＤｓＲｅｄ－Ｍｏｎｏｍｅｒ、ＡｓＲｅｄ２、ｍＳｔｒａｗｂｅｒｒｙ等赤色蛍光タンパク質（ＲｅｄＦｌｕｏｒｅｓｃｅｎｔＰｒｏｔｅｉｎ, ＲＦＰ）；ＴａｇＹＦＰ、ＥＹＦＰ、Ｖｅｎｕｓ、ＰｈｉＹＦＰ、ＰｈｉＹＦＰ－ｍ、ＴｕｒｂｏＹＦＰ、ＺｓＹｅｌｌｏｗ、ｍＢａｎａｎａ等の黄色蛍光タンパク質（ＹｅｌｌｏｗＦｌｕｏｒｅｓｃｅｎｔＰｒｏｔｅｉｎ, ＹＦＰ）、ＫｕｓａｂｉｒａＯｒａｎｇｅ、ｍＯｒａｎｇｅ等の橙色蛍光タンパク質、ＴｕｒｂｏＦＰ６０２、ｍＲＦＰ１、ＪＲｅｄ、ＫｉｌｌｅｒＲｅｄ、ｍＣｈｅｒｒｙ、ＨｃＲｅｄ、ＫｅｉｍａＲｅｄｍＲａｓｂｅｒｒｙ、ｍＰｌｕｍ等の赤外光の蛍光を発する蛍光タンパク質が挙げられる。Fluorescent sites include green fluorescent proteins (GFP) such as TurboGFP, AcGFP, TagGFP, Azami-Green, ZsGreen, EmGFP, EGFP, GFP2, and Hyper; blue fluorescent proteins (BFP) such as EBFP; cyan fluorescent proteins (Cyan Fluorescent Proteins) such as ECFP, TagCFP, AmCyan, and MidoriishiCyan. Red fluorescent proteins (RFP) such as TurboRFP, DsRed-Express, DsRed2, TagRFP, DsRed-Monomer, AsRed2, and mStrawberry; yellow fluorescent proteins (Yellow Fluorescent Proteins) such as TagYFP, EYFP, Venus, PhiYFP, PhiYFP-m, TurboYFP, ZsYellow, and mBanana. Examples of such fluorescent proteins include orange fluorescent proteins such as YFP, KusabiraOrange, and mOrange, and fluorescent proteins that emit infrared fluorescence such as TurboFP602, mRFP1, JRed, KillerRed, mCherry, HcRed, KeimaRed, mRasberry, and mPlum.

ハイドロゲル３１は、湿潤（膨潤）したときに空隙２３に保持されることを考慮して、含水し易い材料であることが好ましい。ハイドロゲル３１の成分としては、メチルセルロースもしくはデキストランなどの多糖類、（メタ）アクリルアミド、メチロールアクリルアミド、もしくはヒドロキシエチルアクリレート等のモノマーを重合して作製するアクリル系ハイドロゲル、またはポリエチレングリコールとジイソシアネートから作製するウレタン系ハイドロゲルなどを用いることができ、上記で例示したものに加えて、例えば、ポリビニルアルコール、ポリエチレングリコール、ポリヒドロキシアルカノエート、ポリ‐（ヒドロキシエチルメタクリレート）、ポリ‐（ヒドロキシエチルアクリレート）、ポリビニルピロリドン、ポリ‐（エチレン‐コ‐ビニルアルコール）、ポリ‐（酢酸ビニル‐コ‐ビニルアルコール）、ポリ（エチレン‐コ‐酢酸ビニル‐コ‐ビニルアルコール）、ポリ（エチレングリコール‐コ‐プロピレングリコール）、コラーゲンやゼラチンなどの生体高分子などを用いることもできる。Thehydrogel 31 is preferably made of a material that easily absorbs water, taking into consideration that thehydrogel 31 is retained in thevoids 23 when it becomes wet (swells). The components of thehydrogel 31 may be, for example, polysaccharides such as methylcellulose or dextran, acrylic hydrogels prepared by polymerizing monomers such as (meth)acrylamide, methylol acrylamide, or hydroxyethyl acrylate, or urethane hydrogels prepared from polyethylene glycol and diisocyanate. In addition to the above examples, for example, polyvinyl alcohol, polyethylene glycol, polyhydroxyalkanoate, poly-(hydroxyethyl methacrylate), poly-(hydroxyethyl acrylate), polyvinylpyrrolidone, poly-(ethylene-co-vinyl alcohol), poly-(vinyl acetate-co-vinyl alcohol), poly(ethylene-co-vinyl acetate-co-vinyl alcohol), poly(ethylene glycol-co-propylene glycol), biopolymers such as collagen and gelatin, etc. may also be used.

図３は、上記のファイバセンサＦＳを製作する手順を示す概略的な斜視図である。
図３に示すように、ファイバセンサＦＳを製作する際には、細胞３２を内包するハイドロゲル３１内に光ファイバ１０の先端を浸漬した状態で、被覆部２０の先端側の一部を分割してファイバ本体１１に対して先端側に移動させる。被覆部２０の先端側の一部を先端側に移動させる際には、例えば、被覆部２０の分割位置に切れ目を形成しておき、当該先端側の一部をファイバ本体１１に対して引き抜く方法を採ることができる。このとき、被覆部２０は、フッ素系樹脂で形成されており摩擦抵抗が小さいため、被覆部２０を容易に引き抜くことができる。 FIG. 3 is a schematic perspective view showing a procedure for manufacturing the above-mentioned fiber sensor FS.
3, when fabricating the fiber sensor FS, a portion of the tip side of thecoating 20 is divided and moved toward the tip side relative to thefiber body 11 while the tip side of theoptical fiber 10 is immersed in thehydrogel 31 containing thecells 32. When moving the portion of the tip side of thecoating 20 toward the tip side, for example, a method can be used in which a slit is formed at the division position of thecoating 20 and the portion of the tip side is pulled out relative to thefiber body 11. At this time, since thecoating 20 is made of a fluorine-based resin and has low frictional resistance, thecoating 20 can be easily pulled out.

被覆部２０の先端側の一部を先端側に移動させることにより、出射部１２よりも先端側に、空隙形成部２１（筒状壁２４）により囲まれ、出射部１２に臨み軸線Ｊ方向の先端側に開口する空隙２３が形成される。空隙２３は、被覆部２０に対してファイバ本体１１が相対的に基端側に移動することにより形成されているため、ファイバ本体１１と同一径（例えば、２３０μｍ）の円柱状である。By moving a portion of the tip side of thecoating 20 toward the tip side, agap 23 is formed further toward the tip side than theemission part 12, surrounded by the gap forming part 21 (cylindrical wall 24), facing theemission part 12, and opening toward the tip side in the direction of the axis J. Thegap 23 is formed by moving thefiber body 11 toward the base end relative to thecoating 20, and is therefore cylindrical with the same diameter as the fiber body 11 (e.g., 230 μm).

空隙２３の深さ（距離Ｌ１）としては、大きすぎる場合には、空隙２３における細胞３２と出射部１２との距離が大きくなり細胞３２からの蛍光検出の精度が低下する可能性がある。一方、空隙２３の深さ（距離Ｌ１）が小さい場合には、空隙２３に細胞３２を十分に保持できない可能性がある。そのため、空隙２３の深さ（距離Ｌ１）としては、２０μｍ以上、１０００μｍ以下であることが好ましい。If the depth (distance L1) of thegap 23 is too large, the distance between thecell 32 in thegap 23 and theemission section 12 becomes large, which may reduce the accuracy of detecting the fluorescence from thecell 32. On the other hand, if the depth (distance L1) of thegap 23 is small, thecell 32 may not be sufficiently held in thegap 23. Therefore, it is preferable that the depth (distance L1) of thegap 23 is 20 μm or more and 1000 μm or less.

また、被覆部２０に対してファイバ本体１１が相対的に基端側に移動することにより形成された空隙２３が負圧となるため、空隙２３には、細胞３２を内包するハイドロゲル３１が開口を介して導入されて充填される。ここで、空隙２３は、全周に亘って筒状に形成された筒状壁２４に囲まれているため、細胞３２は空隙２３において一様に拡散している。In addition, thegap 23 formed by the relative movement of thefiber body 11 toward the base end with respect to thecoating portion 20 becomes negative pressure, so thehydrogel 31 containing thecells 32 is introduced through the opening and filled into thegap 23. Here, thegap 23 is surrounded by acylindrical wall 24 formed in a cylindrical shape all around, so thecells 32 are uniformly diffused in thegap 23.

その結果、先端に空隙２３が形成され、当該空隙２３に一様に拡散している発光部３０としての細胞３２を内包するハイドロゲル３１が充填された光ファイバ１０が製作される。そして、当該光ファイバ１０を先端側から挿入具１０Ａの中心穴に挿通することにより、ファイバセンサＦＳが製作される。As a result, agap 23 is formed at the tip, and anoptical fiber 10 is produced in which ahydrogel 31 containingcells 32 as light-emittingportions 30 that are uniformly dispersed in thegap 23 is filled. Theoptical fiber 10 is then inserted from the tip side into the central hole of theinsertion tool 10A, thereby producing the fiber sensor FS.

なお、先端に空隙２３を形成し、空隙２３に発光部３０を設けた後に光ファイバ１０を挿入具１０Ａの中心穴に挿通する手順の他に、挿入具１０Ａの中心穴に挿通した光ファイバ１０に対して、上述した手順により、空隙２３を形成するとともに、当該空隙２３に発光部３０を設ける手順を選択することも可能である。In addition to the procedure of forming agap 23 at the tip, providing a light-emittingunit 30 in thegap 23, and then inserting theoptical fiber 10 into the central hole of theinsertion device 10A, it is also possible to select the procedure of forming agap 23 and providing a light-emittingunit 30 in thegap 23 using the procedure described above for theoptical fiber 10 inserted into the central hole of theinsertion device 10A.

上記構成の検出装置１を用いて生体内の生理活性物質を検出する際には、まず、生体内にファイバセンサＦＳを挿入する。生体内にファイバセンサＦＳが挿入された後に、光源部４０から励起光を発光させる。なお、励起光の発光は、ファイバセンサＦＳを生体内に挿入する前から行ってもよい。When detecting a physiologically active substance in a living organism using thedetection device 1 configured as described above, first, the fiber sensor FS is inserted into the living organism. After the fiber sensor FS is inserted into the living organism, excitation light is emitted from thelight source unit 40. Note that the emission of excitation light may be performed before the fiber sensor FS is inserted into the living organism.

励起光は、パッチケーブルｃ１を介してダイクロイックミラー５０に入射して反射され、パッチケーブルｃ２を介して光ファイバ１０に入射する。光ファイバ１０に入射した励起光は、ファイバ本体１１を透過し軸線Ｊに沿って出射部１２から出射する。出射部１２から出射した励起光は、発光部３０における細胞３２を照射する。The excitation light is incident on thedichroic mirror 50 via the patch cable c1, reflected, and then incident on theoptical fiber 10 via the patch cable c2. The excitation light incident on theoptical fiber 10 passes through thefiber body 11 and is emitted from theemission section 12 along the axis J. The excitation light emitted from theemission section 12 irradiates thecells 32 in the light-emittingsection 30.

励起光に照射された細胞３２は、タンパク質センサが励起光の波長に応じた波長の蛍光を発光する。細胞３２で生じた蛍光の一部は、ファイバ本体１１に入射した後にパッチケーブルｃ２を介してダイクロイックミラー５０に入射して透過する。ダイクロイックミラー５０を透過した蛍光の画像は、光検出器６０により撮像される。光検出器６０が撮像した蛍光画像の信号は、前置増幅器７０で増幅され、ロックインアンプ８０でノイズを除去された後に検出部９０に送出される。検出部９０は、入力した信号に基づき、例えば、細胞３２が生体内の生理活性物質と反応しない状態における細胞３２からの蛍光情報としてモニターする。When thecell 32 is irradiated with the excitation light, the protein sensor emits fluorescence with a wavelength corresponding to the wavelength of the excitation light. A portion of the fluorescence generated in thecell 32 enters thefiber body 11 and then enters thedichroic mirror 50 via the patch cable c2 and is transmitted. An image of the fluorescence transmitted through thedichroic mirror 50 is captured by thephotodetector 60. The signal of the fluorescence image captured by thephotodetector 60 is amplified by thepreamplifier 70, and after noise is removed by the lock-inamplifier 80, it is sent to thedetection unit 90. Based on the input signal, thedetection unit 90 monitors, for example, the fluorescence information from thecell 32 in a state in which thecell 32 does not react with a physiologically active substance in the living body.

一方、細胞３２が空隙２３の開口を介して生体内の生理活性物質の分子と反応する（接する）と、細胞３２におけるタンパク質センサの蛍光発光特性が変化することにより、蛍光の発光強度が変化する。その結果、検出部９０が検出する細胞３２からの蛍光強度が変化する。ここで、蛍光発光特性の変化は、細胞３２が生理活性物質と反応してから一定時間後に信号値が変化（上昇）し始めた後に真の測定値に達するが、細胞３２が空隙２３で一様に拡散しており、空隙２３は極めて小さいため、生理活性物質が直ちに空隙２３に一様に拡散することにより、早いレスポンスで蛍光強度の変化を検出することができる。検出部９０は、モニターする蛍光強度の変化を検出することにより、生体内の生理活性物質を検出することができる。On the other hand, when thecell 32 reacts (comes into contact with) a molecule of a physiologically active substance in the living body through the opening of thegap 23, the fluorescence emission characteristics of the protein sensor in thecell 32 change, causing a change in the fluorescence emission intensity. As a result, the fluorescence intensity from thecell 32 detected by thedetection unit 90 changes. Here, the change in the fluorescence emission characteristics reaches a true measured value after the signal value begins to change (rise) a certain time after thecell 32 reacts with the physiologically active substance, but since thecell 32 is uniformly diffused in thegap 23 and thegap 23 is extremely small, the physiologically active substance immediately diffuses uniformly into thegap 23, allowing the change in the fluorescence intensity to be detected with a fast response. Thedetection unit 90 can detect a physiologically active substance in the living body by detecting a change in the fluorescence intensity being monitored.

以上説明したように、本実施形態のファイバセンサＦＳおよび検出装置１では、ファイバ本体１１の先端側に励起光の軸線Ｊを含み外部に開口する空隙２３が設けられ、対象物と反応したときに蛍光の発光強度が変化する蛍光センサを含む発光部３０が空隙２３に設けられている。そのため、本実施形態のファイバセンサＦＳおよび検出装置１では、分子の酸化還元反応を用いて検出する方法で生じる酸化還元電位の近い分子を区別するのが難しいという問題や、液体クロマトグラフィーを用いて検出する方法で生じる分離に時間がかかるという問題、上記の非特許文献１に記載された手法で生じる時間や手間が掛かるという問題を解消して、時間や手間が掛かることなく検出対象物を検出することが可能になる。As described above, in the fiber sensor FS anddetection device 1 of this embodiment, agap 23 that includes the axis J of the excitation light and opens to the outside is provided at the tip side of thefiber body 11, and a light-emittingunit 30 including a fluorescent sensor that changes the intensity of fluorescent light when it reacts with an object is provided in thegap 23. Therefore, the fiber sensor FS anddetection device 1 of this embodiment solve the problems of the difficulty in distinguishing between molecules with similar redox potentials that arise in a detection method using a molecular redox reaction, the problem of time-consuming separation that arises in a detection method using liquid chromatography, and the time and effort required in the method described in the abovenon-patent document 1, and make it possible to detect the detection object without time and effort.

また、本実施形態のファイバセンサＦＳおよび検出装置１では、軸線Ｊを中心として、ファイバ本体１１よりも径方向外側に位置し全周に亘って筒状に形成された筒状壁２４により空隙２３を形成しているため、空隙２３において細胞３２を一様に拡散させることができる。そのため、本実施形態のファイバセンサＦＳおよび検出装置１では、空隙２３を形成する隔壁の一部が切り欠かれ細胞３２の拡散が一様でない場合のように、出射部１２の直近から離れた位置の細胞３２からの蛍光信号に基づき対象物を検出することで、対象物検出する際のレスポンスが遅くなってしまうことを回避できる。In addition, in the fiber sensor FS anddetection device 1 of this embodiment, thegap 23 is formed by acylindrical wall 24 that is positioned radially outward from thefiber body 11 and is formed in a cylindrical shape around the entire circumference with the axis J as the center, so that thecells 32 can be uniformly diffused in thegap 23. Therefore, in the fiber sensor FS anddetection device 1 of this embodiment, by detecting the object based on the fluorescent signal from thecell 32 located away from the immediate vicinity of theemission part 12, it is possible to avoid a slow response when detecting the object, as occurs when a part of the partition that forms thegap 23 is cut out and the diffusion of thecells 32 is not uniform.

さらに、本実施形態のファイバセンサＦＳおよび検出装置１では、空隙２３が開口部を有するものの光ファイバ１０を非貫通であり、空隙２３に保持した発光部３０が開口部から離脱しそうになっても負圧が生じるため、空隙２３が光ファイバ１０を貫通している場合のように、空隙２３から発光部３０が離脱してしまうことを抑制できる。Furthermore, in the fiber sensor FS anddetection device 1 of this embodiment, thegap 23 has an opening but does not penetrate theoptical fiber 10, and even if the light-emittingunit 30 held in thegap 23 is about to come off the opening, negative pressure is generated, so that the light-emittingunit 30 can be prevented from coming off thegap 23, as would be the case if thegap 23 penetrated theoptical fiber 10.

なお、上記実施形態では、蛍光センサとしてタンパク質センサを細胞膜上に発現させた細胞を用いて生理活性物質を検出する構成を例示したが、この構成に限定されない。例えば、細胞の代わりに、人工的に作ったリポソームが蛍光センサを含む構成とし、リポソームが生理活性物質と反応したときの蛍光の発光強度の変化により生理活性物質を検出する構成であってもよい。In the above embodiment, a configuration in which a physiologically active substance is detected using a cell in which a protein sensor is expressed on the cell membrane as a fluorescent sensor is exemplified, but this configuration is not limited to this. For example, instead of a cell, an artificially created liposome may contain a fluorescent sensor, and a physiologically active substance may be detected based on a change in the fluorescence emission intensity when the liposome reacts with the physiologically active substance.

［発光センサの第２実施形態］
続いて、発光センサの第２実施形態について、図４を参照して説明する。
図４において、図１乃至図３に示す発光センサの第１実施形態の構成要素と同一の要素については同一符号を付し、その説明を省略する。[Second embodiment of the light emission sensor]
Next, a second embodiment of the light-emitting sensor will be described with reference to FIG.
In FIG. 4, the same elements as those in the first embodiment of the luminescence sensor shown in FIGS. 1 to 3 are denoted by the same reference numerals, and the description thereof will be omitted.

図４に示すように、空隙２３には、ハイドロゲル３１内に内包されたタンパク質またはＤＮＡプローブまたはビーズで構成される蛍光センサ３２Ａが発光部３０における発光センサとして充填されている。タンパク質としては、例えば、上述した蛍光タンパク質（蛍光発光部位）を用いることができる。As shown in FIG. 4, thegap 23 is filled with afluorescent sensor 32A, which is composed of a protein, a DNA probe, or beads encapsulated in ahydrogel 31, as a luminescence sensor in the light-emittingunit 30. As the protein, for example, the above-mentioned fluorescent protein (fluorescence-emitting portion) can be used.

ＤＮＡプローブとしては、例えば、一本鎖ＤＮＡが対象物（生理活性物質）を認識して部分的にハイブリダイズし、蛍光共鳴エネルギー移動（ＦＲＥＴ）で発光するモレキュラービーコンを用いることができる。As a DNA probe, for example, a molecular beacon can be used, in which single-stranded DNA recognizes a target substance (biologically active substance), partially hybridizes with it, and emits light by fluorescence resonance energy transfer (FRET).

ビーズとしては、例えば、生理活性物質としたときに蛍光強度が変化する限り特に限定されないが、蛍光色素を含有するビーズや、蛍光染色されたビーズ等を用いることができる。The type of beads is not particularly limited as long as the fluorescence intensity changes when the beads are treated as a biologically active substance, but beads containing fluorescent dyes or fluorescently dyed beads can be used.

上記構成の蛍光センサ３２Ａを用いた場合、励起光に照射された蛍光センサ３２Ａが励起光の波長に応じた波長の蛍光を発光する。一方、蛍光センサ３２Ａが空隙２３の開口を介して生体内の生理活性物質の分子と反応する（接する）と、蛍光センサ３２Ａの蛍光発光特性が変化することにより、蛍光の発光強度が変化する。そして、検出部９０が、モニターする蛍光強度の変化を検出することにより、上記第１実施形態の蛍光センサを用いた場合と同様に、生体内の生理活性物質を検出することができる。When thefluorescent sensor 32A having the above configuration is used, thefluorescent sensor 32A irradiated with excitation light emits fluorescence with a wavelength corresponding to the wavelength of the excitation light. On the other hand, when thefluorescent sensor 32A reacts with (comes into contact with) molecules of a physiologically active substance in a living body through the opening of thegap 23, the fluorescent emission characteristics of thefluorescent sensor 32A change, causing a change in the emission intensity of the fluorescence. Then, thedetection unit 90 detects the change in the fluorescence intensity being monitored, thereby making it possible to detect physiologically active substances in a living body, as in the case of using the fluorescent sensor of the first embodiment described above.

［発光センサの第３実施形態］
続いて、発光センサの第３実施形態について説明する。
上記発光センサの第１、第２実施形態では、生理活性物質に応答して蛍光強度が増大するタンパク質センサを蛍光センサとして用いる構成を例示したが、生理活性物質に応答してＣａ^２＋等のイオンの流入を引き起こすタンパク質を細胞膜上または細胞の内部に有するとともに、流入したイオンに応答して蛍光強度が変化する蛍光インジケータを蛍光センサ３２Ａとして有する構成を採ることができる。[Third embodiment of the luminescence sensor]
Next, a third embodiment of the light-emitting sensor will be described.
In the first and second embodiments of the luminescence sensor described above, a configuration has been exemplified in which a protein sensor whose fluorescence intensity increases in response to a physiologically active substance is used as the fluorescent sensor, but a configuration can also be adopted in which a protein that causes an influx of ions such as Ca2⁺ in response to a physiologically active substance is present on the cell membrane or inside the cell, and thefluorescent sensor 32A is a fluorescent indicator whose fluorescence intensity changes in response to the inflowing ions.

上記イオンの流入を引き起こすタンパク質としては、例えばムスカリン受容体などのアセチルコリン受容体を含むＧタンパク質共役受容体の一群を用いることができる。
上記蛍光インジケータとしては、例えばカルシウムイオン指示薬ｆｕｒａ－２やｉｎｄｏ－１、ｆｌｕｏ－３、ｒｈｏｄ－２およびこれらのファミリーなどを用いることができる。 As the protein that induces the influx of ions, for example, a group of G protein-coupled receptors including acetylcholine receptors such as muscarinic receptors can be used.
As the fluorescent indicator, for example, calcium ion indicator fura-2, indo-1, fluo-3, rhod-2 and members of the family thereof can be used.

上記構成の蛍光センサ３２Ａを用いた場合、励起光に照射された蛍光センサ３２Ａが励起光の波長に応じた波長の蛍光を発光する。一方、タンパク質が空隙２３の開口を介して生体内の生理活性物質と反応して流入したイオンに応答して、蛍光インジケータの蛍光発光特性が変化することにより、蛍光の発光強度が変化する。そして、検出部９０が、モニターする蛍光強度の変化を検出することにより、生体内の生理活性物質を検出することが可能になる。When thefluorescent sensor 32A configured as described above is used, thefluorescent sensor 32A irradiated with excitation light emits fluorescence with a wavelength corresponding to the wavelength of the excitation light. Meanwhile, in response to ions that flow in as a result of the protein reacting with a physiologically active substance in the living body through the opening of thegap 23, the fluorescent emission characteristics of the fluorescent indicator change, causing a change in the emission intensity of the fluorescence. Then, thedetection unit 90 detects the change in the monitored fluorescence intensity, making it possible to detect physiologically active substances in the living body.

なお、上記生理活性物質に応答してイオンの流入を引き起こすタンパク質と、流入したイオンに応答する蛍光インジケータとを用いる構成は、細胞の代わりにリポソームを用いる場合にも同様に生体内の生理活性物質を検出することが可能になる。The configuration using a protein that induces an influx of ions in response to the above-mentioned physiologically active substance and a fluorescent indicator that responds to the influx of ions also makes it possible to detect physiologically active substances in the living body when liposomes are used instead of cells.

［発光センサの第４実施形態］
続いて、発光センサの第４実施形態について説明する。
上記発光センサの第１～第３実施形態では、励起光の照射により蛍光が発光するとともに、生理活性物質に応答して蛍光強度が増大する蛍光センサを用いる構成を例示したが、例えば、対象物と反応する前は発光せず、対象物と反応したときに発光することで発光強度が変化する物質を発光センサとして用いる構成であってもよい。この場合、検出装置１においては、励起光の光源が不要となる。[Fourth embodiment of the luminescence sensor]
Next, a fourth embodiment of the luminescence sensor will be described.
In the first to third embodiments of the luminescence sensor, a configuration has been exemplified in which a fluorescent sensor emits fluorescence when irradiated with excitation light and whose fluorescence intensity increases in response to a physiologically active substance, but, for example, a configuration may be used in which a substance that does not emit light before reacting with a target substance and emits light when reacting with the target substance, thereby changing the luminescence intensity, is used as the luminescence sensor. In this case, thedetection device 1 does not require a light source of excitation light.

この種の発光センサとしては、例えばホタル由来や発光バクテリア由来の発光酵素（ルシフェラーゼ）等を用いることができる。検出装置１においては、発光酵素が検出対象物となる基質分子に応答して発光した発光画像を撮像することにより、生体内の検出対象物を検出することができる。This type of luminescence sensor can use, for example, a luminescent enzyme (luciferase) derived from fireflies or luminescent bacteria. In thedetection device 1, the detection target in the living body can be detected by capturing an image of the luminescence emitted by the luminescent enzyme in response to the substrate molecule that is the detection target.

上記の発光酵素は、発光酵素を発現させたタンパク質センサが空隙２３におけるハイドロゲル３１内に内包された細胞膜上または細胞の内部に配される構成、空隙２３におけるハイドロゲル３１内に内包された細胞膜上または細胞の内部に配される構成や、上記細胞の代わりにリポソームに配される構成を採ることができる。The above-mentioned luminescent enzyme can be arranged in a configuration in which a protein sensor expressing the luminescent enzyme is placed on a cell membrane or inside a cell contained in thehydrogel 31 in thegap 23, on a cell membrane or inside a cell contained in thehydrogel 31 in thegap 23, or in a liposome instead of the cell.

［ファイバセンサの第２実施形態］
続いて、ファイバセンサＦＳの第２実施形態について、図５および図６を参照して説明する。
これらの図において、図１乃至図３に示す第１実施形態の構成要素と同一の要素については同一符号を付し、その説明を省略する。
また、第２実施形態のファイバセンサＦＳにおいては、第１実施形態の蛍光センサを用いる構成を例示するが、第２、第３実施形態の蛍光センサを用いる構成にも適用可能である。[Second embodiment of fiber sensor]
Next, a second embodiment of the fiber sensor FS will be described with reference to FIGS.
In these figures, the same elements as those in the first embodiment shown in FIGS. 1 to 3 are designated by the same reference numerals, and the description thereof will be omitted.
In addition, in the fiber sensor FS of the second embodiment, a configuration using the fluorescent sensor of the first embodiment is exemplified, but it is also applicable to configurations using the fluorescent sensors of the second and third embodiments.

図５は、第２実施形態に係るファイバセンサＦＳにおける光ファイバ１０を示す断面図である。
図５に示すように、本実施形態に係る光ファイバ１０が有する空隙２３は、軸線Ｊと交差（直交する）する方向に延びている。空隙２３は、光ファイバ１０の先端面よりも基端側に位置する。従って、本実施形態の空隙形成部２１は、空隙２３の周囲を囲むファイバ本体１１および被覆部２０によって構成される。また、ファイバ本体１１の出射部１２は、ファイバ本体１１の先端面ではなく、空隙２３に臨む面となる。 FIG. 5 is a cross-sectional view showing anoptical fiber 10 in a fiber sensor FS according to the second embodiment.
5, thevoid 23 of theoptical fiber 10 according to this embodiment extends in a direction intersecting (orthogonal to) the axis J. The void 23 is located closer to the base end than the tip surface of theoptical fiber 10. Therefore, thevoid forming portion 21 of this embodiment is composed of thefiber body 11 and thecoating portion 20 that surround the periphery of the void 23. In addition, theemission portion 12 of thefiber body 11 is not the tip surface of thefiber body 11 but the surface facing the void 23.

空隙２３は、断面円形状の円柱状である。空隙２３は、ファイバ本体１１を貫くとともに、一端側（図５中、上側）において被覆部２０に開口し他端側（図５中、下側）において非開口である。すなわち、空隙２３は、光ファイバ１０を非貫通に設けられている。ファイバ本体１１における空隙２３と、被覆部２０における空隙２３とは、同軸、且つ同一径で断面形状が同一である。
他の構成は、上記第１実施形態と同様である。 The void 23 is cylindrical with a circular cross section. The void 23 penetrates thefiber body 11, and opens to thecoating 20 at one end (upper side in FIG. 5 ) and does not open at the other end (lower side in FIG. 5 ). That is, the void 23 is provided so as not to penetrate theoptical fiber 10. The void 23 in thefiber body 11 and the void 23 in thecoating 20 are coaxial, have the same diameter, and have the same cross-sectional shape.
The other configurations are similar to those of the first embodiment.

上記の空隙２３は、例えば、ドリル加工で形成することができる。
図６は、ドリルＤを用いて光ファイバ１０に空隙２３を形成する手順を示す斜視図である。図６に示すように、上面側に断面Ｖ字状の溝１０１を有する治具１００を用いる。そして、溝１０１に載置した光ファイバ１０に対して、ドリルＤにより径方向に沿って穴開け加工を行うことにより、光ファイバ１０に非貫通の空隙２３を形成できる。穴開けで形成された空隙２３には、シリンジ等を用いて上述した発光部３０を注入することによりファイバセンサＦＳが製作される。 Thegap 23 can be formed by, for example, drilling.
Fig. 6 is a perspective view showing a procedure for forming agap 23 in theoptical fiber 10 using a drill D. As shown in Fig. 6, a jig 100 having agroove 101 with a V-shaped cross section on the upper surface side is used. Then, theoptical fiber 10 placed in thegroove 101 is subjected to a hole drilling process along the radial direction with the drill D, thereby forming anon-through gap 23 in theoptical fiber 10. The above-mentionedlight emitting unit 30 is injected into thegap 23 formed by drilling using a syringe or the like, thereby producing the fiber sensor FS.

本実施形態のファイバセンサＦＳでは、上記第１実施形態と同様の作用・効果が得られることに加えて、空隙２３の軸線Ｊ方向の長さが短くできるため、出射部１２と細胞３２との距離が短くなり対象物検出する際のレスポンスを早くすることが可能になる。In the fiber sensor FS of this embodiment, in addition to obtaining the same action and effect as the first embodiment described above, the length of thegap 23 in the axial direction J can be shortened, shortening the distance between theemission part 12 and thecell 32, making it possible to speed up the response when detecting an object.

［ファイバセンサの第３実施形態］
続いて、ファイバセンサＦＳの第３実施形態について、図７を参照して説明する。
この図において、図１乃至図３に示す第１実施形態の構成要素と同一の要素については同一符号を付し、その説明を省略する。
また、第３実施形態のファイバセンサＦＳにおいては、第１実施形態の蛍光センサを用いる構成を例示するが、第２、第３実施形態の蛍光センサを用いる構成にも適用可能である。[Third embodiment of fiber sensor]
Next, a third embodiment of the fiber sensor FS will be described with reference to FIG.
In this figure, the same elements as those in the first embodiment shown in FIGS. 1 to 3 are designated by the same reference numerals, and the description thereof will be omitted.
In addition, in the fiber sensor FS of the third embodiment, a configuration using the fluorescent sensor of the first embodiment is exemplified, but it is also applicable to configurations using the fluorescent sensors of the second and third embodiments.

上記第１、第２実施形態では、光ファイバ１０に加工を施すことにより、光ファイバ１０の一部が空隙形成部２１を構成していたが、本実施形態では、光ファイバ１０に対して空隙形成部２１を設ける点で上記第１、第２実施形態と相違している。In the first and second embodiments, theoptical fiber 10 is processed so that a portion of theoptical fiber 10 forms thevoid forming portion 21. However, this embodiment differs from the first and second embodiments in that theoptical fiber 10 is provided with thevoid forming portion 21.

図７は、第３実施形態に係るファイバセンサＦＳにおける光ファイバ１０を示す外観斜視図である。
図７に示すように、光ファイバ１０の先端には、空隙形成部２１が設けられている。空隙形成部２１は、円盤部２１Ａと円筒部（筒状壁）２１Ｂとを有している。 FIG. 7 is an external perspective view showing theoptical fiber 10 in the fiber sensor FS according to the third embodiment.
7, agap forming portion 21 is provided at the tip of theoptical fiber 10. Thegap forming portion 21 has adisk portion 21A and a cylindrical portion (cylindrical wall) 21B.

円盤部２１Ａは、ファイバ本体１１の先端面を被覆している。円盤部２１Ａは、ファイバ本体１１と略同一径（例えば、１２５μｍ程度）の円盤状に形成されている。円盤部２１Ａの厚さは、例えば、２００μｍ程度である。Thedisk portion 21A covers the tip surface of thefiber body 11. Thedisk portion 21A is formed in a disk shape with approximately the same diameter (e.g., about 125 μm) as thefiber body 11. The thickness of thedisk portion 21A is, for example, about 200 μm.

円筒部２１Ｂは、円盤部２１Ａの周縁から軸線Ｊ方向の先端側に延びる円筒状に形成されている。円盤部２１Ａの軸線Ｊ方向の先端側の面と、円筒部２１Ｂの内周面とに囲まれて空隙２３が形成されている。空隙２３は、軸線Ｊ方向の先端側に開口する円柱状に形成されている。Thecylindrical portion 21B is formed in a cylindrical shape extending from the periphery of thedisk portion 21A toward the tip side in the direction of the axisJ. A gap 23 is formed between the surface of thedisk portion 21A toward the tip side in the direction of the axis J and the inner peripheral surface of thecylindrical portion 21B. Thegap 23 is formed in a cylindrical shape that opens toward the tip side in the direction of the axis J.

円盤部２１Ａおよび円筒部２１Ｂは、一例として、上述した励起光および蛍光に対して透明または半透明であり、且つ、エネルギー光（例えば、レーザー光、紫外光）の照射（エネルギーの付与）により硬化する光硬化性樹脂で一体的に形成されている。Thedisk portion 21A and thecylindrical portion 21B are, for example, transparent or semi-transparent to the above-mentioned excitation light and fluorescence, and are integrally formed from a photocurable resin that hardens when irradiated with energy light (e.g., laser light, ultraviolet light) (when energy is applied).

上記構成の空隙形成部２１は、ファイバ本体１１の先端面に付着した光硬化性樹脂に対して相対的に３次元で走査（スキャニング）してエネルギー光照射部１１０によるエネルギー光Ｅの照射を複数層に亘って繰り返す３Ｄプリンタを用いて形成できる。図７においては、光硬化性樹脂に対してエネルギー光Ｅを２光子吸収させる構成であるが、シングルフォトンであってもよい。Thevoid forming section 21 of the above configuration can be formed using a 3D printer that scans the photocurable resin attached to the tip surface of thefiber body 11 in three dimensions relative to the photocurable resin, and repeats the irradiation of the energy light E by the energylight irradiation section 110 over multiple layers. In FIG. 7, the photocurable resin is configured to absorb the energy light E in two photons, but a single photon may also be used.

具体的には、円盤部２１Ａおよび円筒部２１Ｂは、ファイバ本体１１の先端面に付着した光硬化性樹脂に、例えば、レーザー光を集光することにより形成される。空隙形成部２１によって形成された空隙２３には、シリンジ等によって発光部３０が注入される。
これにより、ファイバセンサＦＳが作製される。 Specifically, thedisk portion 21A and thecylindrical portion 21B are formed by, for example, focusing laser light on a photocurable resin attached to the tip surface of thefiber body 11. Thelight emitting portion 30 is injected into thegap 23 formed by thegap forming portion 21 using a syringe or the like.
In this way, the fiber sensor FS is produced.

本実施形態のファイバセンサＦＳでは、上記第１実施形態と同様の作用・効果が得られることに加えて、レーザー光等のエネルギー光Ｅの集光およびスキャニングのパターンを制御することにより、任意の大きさ、形状の空隙形成部２１（すなわち空隙２３）を容易に形成することが可能になる。In the fiber sensor FS of this embodiment, in addition to obtaining the same action and effect as the first embodiment described above, by controlling the focusing and scanning pattern of the energy light E such as laser light, it becomes possible to easily form a gap forming portion 21 (i.e., a gap 23) of any size and shape.

なお、本実施形態では、空隙形成部２１が円盤部２１Ａを有する構成を例示したが、この構成に限定されず、空隙形成部２１が円盤部２１Ａを有さずに円筒部２１Ｂのみで形成される構成であってもよい。ただし、空隙形成部２１が円盤部２１Ａを有することにより、ファイバ本体１１と空隙形成部２１との接触面積が増加することでファイバ本体１１と空隙形成部２１との接着強度を増加させることができる。In this embodiment, thevoid forming portion 21 has adisk portion 21A, but the present invention is not limited to this configuration, and thevoid forming portion 21 may be formed only by thecylindrical portion 21B without having thedisk portion 21A. However, by having thedisk portion 21A in thevoid forming portion 21, the contact area between thefiber body 11 and thevoid forming portion 21 is increased, and the adhesive strength between thefiber body 11 and thevoid forming portion 21 can be increased.

[実施例]
以下、実施例により本発明の効果をより明らかなものとする。なお、本発明は、以下の実施例に限定されるものではなく、その要旨を変更しない範囲で適宜変更して実施することができる。[Example]
The effects of the present invention will be made clearer by the following examples. Note that the present invention is not limited to the following examples, and can be appropriately modified and implemented without departing from the gist of the present invention.

本実施例では、生化学用緩衝剤（ＨＥＰＥＳｂｕｆｆｅｒ）中で神経伝達物質であるノルアドレナリン（ノルエピネフリン）を検出対象物とした。また、上述したハイドロゲルとしてコラーゲンを用い、当該コラーゲン内に内包される細胞であって、ノルアドレナリンに反応したときに、発光する蛍光強度が変化するタンパク質センサとしてＧＲＡＢ－ＮＥを有するヒト培養細胞（ＨＥＫ２９３Ｔ）を含む発光部を用いた。ファイバセンサＦＳとしては、図２および図３に示した第１実施形態の構成のファイバセンサＦＳを用いた。In this example, the detection target was the neurotransmitter noradrenaline (norepinephrine) in a biochemical buffer (HEPES buffer). Collagen was used as the hydrogel described above, and a light-emitting section was used that included human cultured cells (HEK293T) containing GRAB-NE as a protein sensor that changes in fluorescence intensity when reacting with noradrenaline, and is encapsulated in the collagen. The fiber sensor FS used had the configuration of the first embodiment shown in Figures 2 and 3.

図８は、検出部によって検出されファイバセンサにおける発光部の蛍光画像を示す図である。図８に示すように、ＧＲＡＢ－ＮＥを有するヒト培養細胞がノルアドレナリンと反応した（接して）蛍光の輝点（Sensor cells Expressing GRAB-NE）として観察することができた。Figure 8 shows a fluorescent image of the light-emitting part of the fiber sensor detected by the detection part. As shown in Figure 8, human cultured cells containing GRAB-NE reacted with (contacted with) noradrenaline and were observed as bright spots of fluorescence (sensor cells expressing GRAB-NE).

図９は、細胞のモル濃度（μＭ）と蛍光強度の変化との関係を示す関係図である。図９においては、１０個の細胞の平均値での較正曲線が示されている。蛍光強度の変化の値（ΔＦ＝Ｆ－Ｆ０）は、測定された蛍光強度Ｆで除して正規化された値である。Figure 9 is a graph showing the relationship between the molar concentration of cells (μM) and the change in fluorescence intensity. In Figure 9, a calibration curve is shown for the average value of 10 cells. The value of the change in fluorescence intensity (ΔF = F - F0) is a normalized value divided by the measured fluorescence intensity F.

図９に示されるように、濃度が数μＭで１０～２０％の強度上昇が測定された。これにより、タンパク質センサを含む細胞によりノルアドレナリンを検出したことを確認できた。また、各細胞について蛍光強度の変化を調べると、蛍光強度が飽和するノルアドレナリンの濃度は細胞によって異なり、１～１０μＭ程度であったが、中にはほとんど強度が変化しない細胞も存在した。このことから、ハイドロゲル中の細胞数は最低でも１０個以上必要であることが示唆された。As shown in Figure 9, a 10-20% increase in intensity was measured at a concentration of several μM. This confirmed that noradrenaline was detected by cells containing the protein sensor. Furthermore, when changes in fluorescence intensity were examined for each cell, the concentration of noradrenaline at which the fluorescence intensity saturated varied from cell to cell, ranging from about 1-10 μM, although there were some cells in which the intensity hardly changed at all. This suggests that a minimum of 10 or more cells are required in the hydrogel.

図１０は、ノルアドレナリンに対する特定の細胞の時間応答に関し、応答時間と蛍光強度との関係を示す関係図である。図１０においては、励起光の出射部から８７３μｍ離れた位置でモル濃度が１～１０μＭのコラーゲン溶液に浸漬した細胞について応答時間と蛍光強度との関係が示されている。Figure 10 is a graph showing the relationship between response time and fluorescence intensity for the time response of a specific cell to noradrenaline. Figure 10 shows the relationship between response time and fluorescence intensity for a cell immersed in a collagen solution with a molar concentration of 1 to 10 μM at a position 873 μm away from the excitation light emission point.

図１０に示されるように、蛍光強度の経時変化を追跡すると、蛍光強度はおよそ４００秒で飽和することが確認できた。
拡散の方程式であるｘ＝√（２Ｄｔ）を用いると、コラーゲン中のノルアドレナリンの拡散定数をＤとすると、Ｄ＝０．９５×１０^－９ｍ^２ｓ^－１と推定した。この値は、水中の小分子の拡散定数と同様の値であった。これにより、より小さなハイドロゲルとデバイスについては、大幅に速い時間応答（例えば、長さ１００μｍのハイドロゲルで５秒応答）が期待できることを確認できた。 As shown in FIG. 10, by tracking the change in the fluorescence intensity over time, it was confirmed that the fluorescence intensity was saturated in about 400 seconds.
Using the diffusion equation x = √(2Dt), where D is the diffusion constant of noradrenaline in collagen, we estimated D = 0.95 × 10^-9 m² s^-1 , which is similar to the diffusion constant of small molecules in water, confirming that for smaller hydrogels and devices, significantly faster time responses (e.g., 5 s response for a 100 μm long hydrogel) can be expected.

すなわち、図２に示した距離Ｌ１を１００μｍに設定することにより、蛍光強度の応答速度（変化）を５秒程度に短縮可能であることが示唆された。換言すると、検出部９０による蛍光強度のモニタリングを５秒毎に設定すればノルアドレナリンの検出が可能になることが示唆された。In other words, it was suggested that by setting the distance L1 shown in FIG. 2 to 100 μm, the response speed (change) of the fluorescence intensity could be shortened to about 5 seconds. In other words, it was suggested that noradrenaline could be detected by setting the monitoring of the fluorescence intensity by thedetection unit 90 to every 5 seconds.

以上、添付図面を参照しながら本発明に係る好適な実施形態について説明したが、本発明は係る例に限定されないことは言うまでもない。上述した例において示した各構成部材の諸形状や組み合わせ等は一例であって、本発明の主旨から逸脱しない範囲において設計要求等に基づき種々変更可能である。Although the preferred embodiment of the present invention has been described above with reference to the attached drawings, it goes without saying that the present invention is not limited to the examples. The shapes and combinations of the components shown in the above examples are merely examples, and various modifications can be made based on design requirements, etc., without departing from the spirit of the present invention.

例えば、上記実施形態では、神経伝達分子としてノルアドレナリンを検出する構成を例示したが、ノルアドレナリンの他にセロトニン、ドーパミン等を検出することも可能である。この場合、各神経伝達分子との反応により蛍光の発光強度が変化する蛍光センサを選択すればよい。For example, in the above embodiment, a configuration for detecting noradrenaline as a neurotransmitter molecule was exemplified, but it is also possible to detect serotonin, dopamine, etc. in addition to noradrenaline. In this case, a fluorescent sensor whose fluorescence emission intensity changes upon reaction with each neurotransmitter molecule may be selected.

また、上記実施形態では、生理活性物質として神経伝達分子を検出する構成を例示したが、神経伝達分子の他に血液または体液中のアナライト（例えば、グルコース等の糖類やｐＨ、コレステロール、タンパク質等）を検出する構成であってもよい。
発光部３０としては、上述したハイドロゲルが蛍光センサを含む構成であってもよい。蛍光センサは、検出対象物の生理活性物質との反応により蛍光の発光強度が変化するものを選択すればよい。 In addition, in the above embodiment, a configuration for detecting neurotransmitter molecules as physiologically active substances is exemplified, but the configuration may also be such that analytes in blood or body fluids (e.g., sugars such as glucose, pH, cholesterol, proteins, etc.) are detected in addition to neurotransmitter molecules.
The above-mentioned hydrogel may include a fluorescent sensor as the light-emittingunit 30. The fluorescent sensor may be selected from those whose fluorescent emission intensity changes upon reaction with a physiologically active substance of the detection target.

例えば、蛍光センサを含むハイドロゲルを用いてグルコース等の糖類を検出する場合、蛍光センサとして、ルテニウム有機錯体、蛍光フェニルボロン酸誘導体、または蛋白と結合したフルオレセイン等のグルコースと可逆結合する物質を用いることができる。また、ルテニウム有機錯体のルテニウムに代えてオスミウム、イリジウム、ロジウム、レニウムおよびクロム等の有機錯体を用いることができる。なお蛍光フェニルボロン酸誘導体としては、特に２つのフェニルボロン酸と蛍光残基としてアントラセンを含む化合物が、検出感度を高くできる。この他に、適切な検出技術として、蛍光共鳴エネルギー移動（フェルスター共鳴エネルギー移動、ＦＲＥＴ）、蛍光エネルギー移動、蛍光偏光、蛍光消光、リン光、ルミネセンス増強、ルミネセンス消光があげられる。特に、供与体（Ｄ）－受容体（Ａ）のエネルギー移動を利用したＦＲＥＴを適用した発光法が好ましく、グルコースを検出する場合は、供与体（Ｄ）を結合させたレクチン（ＣｏｎＡ）と受容体（Ａ）を結合させたアナライト類縁体（デキストラン）が用いられる。For example, when detecting sugars such as glucose using a hydrogel containing a fluorescent sensor, the fluorescent sensor can be a substance that reversibly binds to glucose, such as a ruthenium organic complex, a fluorescent phenylboronic acid derivative, or fluorescein bound to a protein. In addition, instead of ruthenium in the ruthenium organic complex, an organic complex of osmium, iridium, rhodium, rhenium, or chromium can be used. As a fluorescent phenylboronic acid derivative, a compound containing two phenylboronic acids and anthracene as a fluorescent residue can particularly increase the detection sensitivity. Other suitable detection techniques include fluorescence resonance energy transfer (Förster resonance energy transfer, FRET), fluorescence energy transfer, fluorescence polarization, fluorescence quenching, phosphorescence, luminescence enhancement, and luminescence quenching. In particular, a luminescence method that applies FRET, which utilizes energy transfer between a donor (D) and an acceptor (A), is preferred, and when detecting glucose, a lectin (ConA) bound to a donor (D) and an analyte analog (dextran) bound to an acceptor (A) are used.

また、上記実施形態では、一種類の生理活性物質を検出する構成を例示したが、この構成に限定されず、複数種類の生理活性物質を検出する構成としてもよい。例えば、ノルアドレナリンとドーパミンとを検出する場合、ノルアドレナリンとの反応により蛍光の発光強度が変化する第１の蛍光センサと、ドーパミンとの反応により蛍光の発光強度が変化する第２の蛍光センサとを有する細胞（またはリポソームやハイドロゲル）を発光部として用いればよい。In addition, in the above embodiment, a configuration for detecting one type of physiologically active substance is exemplified, but this configuration is not limited to the above, and a configuration for detecting multiple types of physiologically active substances may be used. For example, when detecting noradrenaline and dopamine, a cell (or a liposome or a hydrogel) having a first fluorescent sensor whose fluorescent emission intensity changes upon reaction with noradrenaline and a second fluorescent sensor whose fluorescent emission intensity changes upon reaction with dopamine may be used as the light-emitting unit.

この場合、第１の蛍光センサと第２の蛍光センサとの蛍光の波長帯域が同じ（または重なる）であると、検出部９０で検出した生理活性物質を区別できなくなる可能性がある。そのため、第１の蛍光センサと第２の蛍光センサとは、生理活性物質の一つと反応したときに互いに異なる波長帯域の蛍光を発光する構成とし、光源部が発光する励起光の波長帯域を第１の蛍光センサが発光する蛍光の波長帯域に対応した第１の励起光と、第２の蛍光センサが発光する蛍光の波長帯域に対応した第２の励起光とを切り替え可能な構成とすればよい。この場合、上述した検出部９０による蛍光強度のモニタリングを、２．５秒ごとに第１の励起光と第２の励起光とを交互に切り替えつつ実施すれば、各生理活性物質をそれぞれ５秒ごとに連続的にモニタリングすることが可能になる。In this case, if the wavelength bands of the fluorescence of the first and second fluorescent sensors are the same (or overlap), it may be impossible to distinguish between the physiologically active substances detected by thedetection unit 90. Therefore, the first and second fluorescent sensors are configured to emit fluorescence of different wavelength bands when reacting with one of the physiologically active substances, and the wavelength band of the excitation light emitted by the light source unit can be switched between a first excitation light corresponding to the wavelength band of the fluorescence emitted by the first fluorescent sensor and a second excitation light corresponding to the wavelength band of the fluorescence emitted by the second fluorescent sensor. In this case, if the above-mentioned monitoring of the fluorescence intensity by thedetection unit 90 is performed while alternately switching between the first excitation light and the second excitation light every 2.5 seconds, it becomes possible to continuously monitor each physiologically active substance every 5 seconds.

また、上記実施形態では、内因性の生理活性物質を検出する構成を例示したが、この構成に限定されず、例えば、外因性の物質を検出対象物として検出することも可能である。外因性の検出対象物としては、例えば、臭い物質、味覚物質、薬物等を挙げることができる。この場合、蛍光センサとしては、外因性の物質の受容体を含む物質（例えば、嗅覚受容体、味覚受容体、薬物受容体等）を用いればよい。In addition, in the above embodiment, a configuration for detecting endogenous physiologically active substances is exemplified, but the present invention is not limited to this configuration, and it is also possible to detect exogenous substances as detection targets. Examples of exogenous detection targets include odorous substances, taste substances, drugs, etc. In this case, a substance that includes a receptor for the exogenous substance (e.g., an olfactory receptor, a taste receptor, a drug receptor, etc.) can be used as the fluorescent sensor.

１…検出装置、１０…光ファイバ、１１…ファイバ本体、１１Ａ…ファイバコア、１１Ｂ…ファイバクラッド、１２…出射部、２０…被覆部、２１…空隙形成部、２１Ｂ…円筒部（筒状壁）、２２…分断部、２３…空隙、２４…筒状壁、３０…発光部、３１…ハイドロゲル、３２…細胞、３２Ａ…蛍光センサ、６０…光検出器（撮像部）、９０…検出部、ＦＳ…ファイバセンサ、Ｊ…光軸1...detection device, 10...optical fiber, 11...fiber body, 11A...fiber core, 11B...fiber clad, 12...emission section, 20...covering section, 21...void forming section, 21B...cylindrical section (cylindrical wall), 22...severing section, 23...void, 24...cylindrical wall, 30...light emitting section, 31...hydrogel, 32...cell, 32A...fluorescence sensor, 60...photodetector (imaging section), 90...detection section, FS...fiber sensor, J...optical axis

Claims

Translated fromJapanese

励起光を出射する出射部が設けられたファイバ本体と、前記ファイバ本体を被覆する被覆部とを有する光ファイバを用いて対象物を検出するファイバセンサであって、
前記ファイバ本体の先端側に、前記ファイバ本体の軸線を含み外部に開口する空隙を形成する空隙形成部と、
前記空隙に位置し発光可能な発光部と、
を備え、
前記発光部は、前記対象物と反応したときに発光強度が変化する発光センサを含み、
前記空隙形成部は、前記軸線を中心として、前記ファイバ本体よりも径方向外側に位置し全周に亘って筒状に形成された筒状壁を有し、
前記光ファイバは、長さ方向で前記被覆部が分断され前記ファイバ本体が露出する分断部を有し、
前記筒状壁は、分断された前記被覆部が前記ファイバ本体の先端側に移動して形成されたものであり、
前記長さ方向で前記分断部の長さは、前記出射部から前記筒状壁の先端までの長さと同一である、ファイバセンサ。 A fiber sensor for detecting an object using an optical fiber having a fiber body provided with an emission part for emitting excitation light and a coating part for coating the fiber body,
a gap forming portion that forms a gap including an axis of the fiber body and opening to the outside, on a tip side of the fiber body;
a light-emitting portion located in the gap and capable of emitting light;
Equipped with
the light emitting unit includes a light emitting sensor whose light emission intensity changes when reacting with the object,
the gap forming portion has a cylindrical wall that is positioned radially outward from the fiber body and is formed in a cylindrical shape around the entire circumference with the axis as the center,
the optical fiber has a division portion where the coating portion is divided in a longitudinal direction to expose the fiber body,
the cylindrical wall is formed by moving the divided coating portion toward the tip side of the fiber body,
A fiber sensor, wherein the length of the divided portion in the longitudinal direction is the same as the length from the emission portion to the tip of the cylindrical wall.

励起光を出射する出射部が設けられたファイバ本体と、前記ファイバ本体を被覆する被覆部とを有する光ファイバを用いて対象物を検出するファイバセンサであって、
前記ファイバ本体は、中心に位置するファイバコアと、前記ファイバコアの外周面を被覆するファイバクラッドとを有し、
前記被覆部は、前記ファイバクラッドの外周面を被覆し、
前記ファイバ本体の先端側に、前記ファイバ本体の軸線を含み外部に開口する空隙を形成する空隙形成部と、
前記空隙に位置し発光可能な発光部と、
を備え、
前記発光部は、前記対象物と反応したときに発光強度が変化する発光センサを含み、
前記空隙形成部は、前記軸線と交差する方向に延びる前記空隙を形成し、
前記空隙は、前記光ファイバの先端側の端面よりも基端側の位置で前記ファイバ本体を貫くとともに、前記被覆部において開口する、ファイバセンサ。 A fiber sensor for detecting an object using an optical fiber having a fiber body provided with an emission part for emitting excitation light and a coating part for coating the fiber body,
The fiber body has a fiber core located at the center and a fiber clad covering an outer circumferential surface of the fiber core,
the coating portion coats an outer peripheral surface of the fiber clad,
a gap forming portion that forms a gap including an axis of the fiber body and opening to the outside, on a tip side of the fiber body;
a light-emitting portion located in the gap and capable of emitting light;
Equipped with
the light emitting unit includes a light emitting sensor whose light emission intensity changes when reacting with the object,
The gap forming portion forms the gap extending in a direction intersecting the axis,
The gap penetrates the fiber body at a position closer to the base end than the end face of the tip end of the optical fiber, and opens in the coating.

前記被覆部は、樹脂で形成されている、
請求項２記載のファイバセンサ。The covering portion is formed of a resin.
The fiber sensor according to claim2 .

前記発光部は、ハイドロゲル内に内包された細胞を有し、
前記細胞は、前記発光センサを内部または細胞膜上に有する、
請求項１から３のいずれか一項に記載のファイバセンサ。 the light-emitting unit has cells encapsulated in a hydrogel;
The cell has the luminescence sensor inside or on the cell membrane.
The fiber sensor according to claim 1 .

前記発光センサは、前記細胞が有するタンパク質である、
請求項４記載のファイバセンサ。 The luminescence sensor is a protein contained in the cell.
The fiber sensor according to claim 4.

前記細胞は、前記対象物と反応したときに所定のイオンの流入を引き起こすタンパク質と、前記発光センサとして前記イオンに応答して蛍光の発光強度が変化する蛍光インジケータとを有する、
請求項４記載のファイバセンサ。 The cell has a protein that causes an influx of a predetermined ion when reacting with the target substance, and a fluorescent indicator that changes in fluorescence emission intensity in response to the ion as the luminescence sensor.
The fiber sensor according to claim 4.

前記発光部は、ハイドロゲル内に内包されたリポソームを有し、
前記リポソームは、前記発光センサを含む、
請求項１から３のいずれか一項に記載のファイバセンサ。 the light-emitting unit has liposomes encapsulated in a hydrogel,
The liposome contains the luminescence sensor.
The fiber sensor according to claim 1 .

前記発光部は、前記発光センサを含むハイドロゲルを有する、
請求項１から３のいずれか一項に記載のファイバセンサ。 The light emitting unit has a hydrogel including the light emitting sensor.
The fiber sensor according to claim 1 .

前記発光部は、ハイドロゲル内に前記発光センサとしてタンパク質が内包されている、
請求項１から３のいずれか一項に記載のファイバセンサ。 The light-emitting unit has a protein encapsulated in a hydrogel as the light-emitting sensor.
The fiber sensor according to claim 1 .

前記発光部は、ハイドロゲル内に前記発光センサとしてＤＮＡプローブが内包されている、
請求項１から３のいずれか一項に記載のファイバセンサ。 The light emitting unit includes a DNA probe as the light emitting sensor contained in a hydrogel.
The fiber sensor according to claim 1 .

前記筒状壁は、エネルギー付与により硬化する硬化材で形成されている、
請求項１記載のファイバセンサ。 The cylindrical wall is formed of a hardening material that is hardened by application of energy.
The fiber sensor according to claim 1.

前記空隙は、前記光ファイバを非貫通である、
請求項１から１１のいずれか一項に記載のファイバセンサ。 The void does not penetrate the optical fiber.
The fiber sensor according to any one of claims 1 to 11.

前記対象物は、生理活性物質である、
請求項１から１２のいずれか一項に記載のファイバセンサ。 The target substance is a physiologically active substance.
A fiber sensor according to any one of claims 1 to 12.

請求項１から１３のいずれか一項に記載のファイバセンサと、
前記発光部からの発光画像を前記光ファイバを介して撮像する撮像部と、
撮像した前記発光画像に基づいて前記対象物を検出する検出部と、
を有する検出装置。 A fiber sensor according to any one of claims 1 to 13;
an imaging unit that captures an image of light emitted from the light emitting unit through the optical fiber;
a detection unit that detects the object based on the captured luminescence image;
A detection device having the following: