CN101529223A - 探测装置 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种探测装置，该探测装置包括探测传感器，该探测传感器设置有探测用的压电振子，该压电振子在其表面上形成有用于吸附探测对象物的吸附层，且固有频率由于探测对象物的吸附而发生变化，本发明的目的在于抑制由探测对象物的吸附以外的原因引起的压电振子的频率变动所导致的测定精度的降低。本发明的探测装置包括：设置有不吸附探测对象物的参照用的压电振子的基准传感器；用于使上述参照用的压电振子振荡的参照用的振荡电路；测定部，其用于以时间序列接收上述探测用的振荡电路的振荡输出和参照用的振荡电路的振荡输出，测定各振荡电路的振荡输出的频率；和数据生成单元，其根据由该测定部获得的各振荡电路的振荡输出的频率，生成探测传感器的频率和基准传感器的频率的差的时间序列数据。因此，由于探测对象物的吸附以外的原因引起的频率变化被抵消。

Description

探测装置

技术领域

本发明涉及探测装置，其使用在表面上形成有用于吸附探测对象物的吸附层，且由于探测对象物的吸附而使得固有频率变化的压电振子例如水晶振子，根据该压电振子的固有频率探测探测对象物。

背景技术

作为探测微量物质的装置，已知有使用水晶振子的探测装置。该探测装置在水晶振子的表面上形成用于吸附探测对象物的吸附层而构成水晶传感器，利用下述原理测定探测对象物的有无或其浓度，即，当探测对象物附着在水晶振子上、详细而言附着在吸附层上时，其固有频率根据其附着量而变化的原理，该探测装置具有如下优点：其应用范围广泛，作为装置其结构简易，而且灵敏度高，即使是微量物质也能测定。

图12是表示与生物相关的探测装置的原理图。在该探测装置中，在形成于水晶片101的表面的膜状的激励电极102上，作为吸附层，形成有通过抗原抗体反应捕捉抗原的抗体103。因此，当抗体103捕捉抗原104时，水晶振子100的固有频率发生变化，由此，如图13所示，振荡电路105的振荡频率发生变化。因此，通过利用频率检测部106记录该频率，可知频率的变化量，基于该变化量，可知试样液中的抗原104的浓度。

在专利文献1中记载有以下内容：设置有朗之万(Langevin)型水晶振子的水晶传感器以能够自由装卸的方式安装在包含振荡电路的测定器主体上，从水晶传感器的液体注入口注入试样液，在测定器主体侧测定水晶振子的振荡频率、即自振荡电路输出的输出频率，基于其测定结果，测定试样液中的例如探测对象物的浓度。

但是，除抗原104被抗体103捕捉的因素以外，水晶振子100的振荡频率有时也因空调器、人的出入、气候等原因引起的温度变化而变化。另外，由于车辆的通行、人在室内走动时的振动等在测定中对水晶振子施加振动，频率也存在变化的情况。另外，在血液、血清等粘性高的试样液中，在测定中其粘度有时会变化，在此情况下，由于粘度的变化，频率也发生变化。

当测定器侧的测定分辨率变高时，这样的干扰势必反映在测定结果中，不能进行精度高的测定。测定精度下降的结果是，考虑到如下情况等：例如，有时尽管江河中含有的毒性物质超过容许浓度，但也会判定为“容许浓度以下”，或者，有时尽管血液中不存在癌标志，但也会判定为“存在”，该误认是重大的错误。

另一方面，在专利文献2中记载有如下方法：使用设置有具有吸附探测对象物的能力的吸附层的第一水晶振子、和设置有不具有吸附探测对象物的能力的伪层的第二水晶振子，利用外差式检波器，将与各自连接的第一振荡电路和第二振荡电路的振荡输出混合，将相当于这些振荡输出的频率差的频率信号导入计数器，计算频率。但是，关于该方法，在通过外差式检波器取出的频率信号中重叠有两个频率的噪声，不适合用分辨率高的测定器测定微量的探测对象物，对实际装置而言，为难以采用的方法。

专利文献1：日本特开2006-184260

专利文献2：日本特开2006-033195

发明内容

本发明是为了解决上述问题而完成的，其目的在于，提供一种设置有探测传感器的探测装置，该探测传感器设置有探测用的压电振子，该压电振子在其表面上形成有用于吸附探测对象物的吸附层，其固有频率由于探测对象物的吸附而发生变化，该探测装置能够抑制由探测对象物的吸附以外的原因引起的压电振子的频率变动所导致的测定精度的下降，能够高精度地进行探测对象物的探测。

本发明提供一种探测装置，其根据在压电振动片的表面上设置电极而形成的压电振子的固有频率的变化探测探测对象物，该探测装置的特征在于，包括：

探测传感器，其设置有探测用的压电振子，该压电振子在电极的表面上形成有用于吸附探测对象物的吸附层，且固有频率由于该吸附层吸附探测对象物而发生变化；

用于使上述压电振子振荡的探测用的振荡电路；

设置有不吸附探测对象物的参照用的压电振子的基准传感器；

用于使上述参照用的压电振子振荡的参照用的振荡电路；

测定部，其用于分时地接收上述探测用的振荡电路的振荡输出和参照用的振荡电路的振荡输出，测定各振荡电路的振荡输出的频率；和

数据生成单元，其根据由该测定部获得的各振荡电路的振荡输出的频率，生成探测传感器的频率和基准传感器的频率的差的时间序列数据。

在上述基准传感器中使用的参照用的压电振子为了防止在电极的表面吸附探测对象物，也可以构成为，将不吸附探测对象物的块层形成在该电极的表面上。或者，例如上述参照用的压电振子也可以为激励电极的表面裸露的状态。

例如上述探测对象物为抗原，上述吸附层为和该抗原发生抗原抗体反应的抗体，上述块层为不发生抗原抗体反应的抗体。

另外，另一发明提供一种探测装置，其根据在压电振动片的表面上设置电极而形成的压电振子的固有频率的变化，探测试样液中的探测对象物，该探测装置的特征在于，包括：

探测传感器，其设置有探测用的压电振子，该压电振子在电极的表面上形成有用于吸附探测对象物的吸附层，且固有频率由于该吸附层吸附试样液中的探测对象物而发生变化；

用于使上述压电振子振荡的探测用的振荡电路；

设置有参照用的压电振子，且与不含有探测对象物的参照用的液体接触的基准传感器；

用于使上述参照用的压电振子振荡的参照用的振荡电路；

测定部，其用于分时地接收上述探测用的振荡电路的振荡输出和参照用的振荡电路的振荡输出，测定各振荡电路的振荡输出的频率；和

数据生成单元，其根据由该测定部获得的各振荡电路的振荡输出的频率，生成探测传感器的频率和基准传感器的频率的差的时间序列数据。

另外，上述测定部例如将各振荡电路的振荡输出数字化并测定其频率，探测传感器和基准传感器也可以设置有液体被注入后与压电振子接触的液体收容部。

根据本发明，设置有探测传感器和基准传感器，该探测传感器设置有由于探测对象物的吸附而使得固有频率变化的探测用的压电振子，基准传感器设置有不吸附探测对象物的参照用的压电振子，生成通过这些传感器被振荡的输出的频率的差的时间序列数据。因此，即使探测传感器的频率由于例如测定气氛的温度变化、测定时的振动等探测对象物的吸附以外的原因而变化，也能够抵消改变化，因此，能够以高的精度探测探测对象物。

在另一发明中，也通过设置与不含有探测对象物的参照用的液体接触的基准传感器，能够与本发明同样地进行高精度的测定。

附图说明

图1是本发明的实施方式的探测装置的整体结构图。

图2是构成上述探测装置的水晶传感器的纵剖侧面图。

图3是构成上述水晶传感器的水晶振子的说明图。

图4是表示上述探测装置的结果的框图。

图5是表示上述水晶振子的表面的结构的说明图。

图6是表示利用上述探测装置进行测定的顺序的流程图。

图7是通过上述探测装置测得的时间序列数据的图表。

图8是上述探测装置中包括的测定电路部的框图。

图9是上述测定电路部中包括的载波除去部(carrier remove)的框图。

图10是表示由图9所示的框图取出的旋转矢量的说明图。

图11是表示频率温度特性的图表。

图12是表示现有的探测装置的原理的说明图。

图13是表示由上述探测装置检测的频率的时间变化的图表。

具体实施方式

下面，对应用本发明的探测装置作为生物用的探测装置的实施方式进行说明。首先，对探测装置的整体结构进行简单说明。如图1所示，该探测装置包括：多个例如8个水晶传感器1、能够自由装卸地安装这些水晶传感器1的振荡电路单元31、和与振荡电路单元31连接的测定器主体4。

如图1和图2所示，水晶传感器1具备配线基板例如印刷基板21。该印刷基板21在形成有开口部23a的上述印刷基板21的表面侧重叠有橡胶片22，在该橡胶片22上设置有凹部23。在橡胶片22的下面侧，对应于该凹部23的部位突出，该突出部位与上述开口部23a嵌合。而且，以堵塞上述凹部23的方式设置有作为压电振子的水晶振子24。即，水晶振子24的一面侧(下面侧)朝向上述开口部23a侧，水晶振子24的下面侧利用上述凹部23而被形成为密封空间，由此，构成朗之万型水晶传感器。

进一步，从橡胶片22上安装有上盖壳体25。在上盖壳体25上形成有用于注入作为被测定流体的试样液的注入口25a和试样液的观察口25b，从注入口25a注入试样液，试样液充满水晶振子24的上面侧的空间(水晶片浸渍在试样液中)。

另外，作为水晶传感器1的结构，也可以为如下结构：以堵塞上述开口部23a的方式将水晶振子24载置在印刷基板21的表面上，这样进行设置，利用橡胶片22压紧水晶振子24的周边部。

如图3所示，水晶振子24在例如圆形的水晶片20的两面上分别设置有由金构成的电极24a、24b，其中，背面侧的电极24b连续形成在表面侧的周边部上。这两个电极24a、24b通过导电性粘接剂26与设置在基板21的一对导电线路即印刷配线27a、27b分别电连接。图中2为端子部，对此，在后面进行说明。该水晶振子24根据是基准传感器或是探测传感器，电极24a上的结构不同，关于这一点在后面进行说明。

图4是上述浓度测定装置的框图。在该框图中，安装于振荡电路单元31的8个水晶传感器1为了便于说明，标注序号F0～F7进行表示。水晶传感器F0构成为在注入试样液时探测对象物不被水晶振子24吸附的基准传感器，用于检测由于探测对象物的吸附以外的原因引起的频率变化，例如由测定气氛的温度变化、测定时的振动等引起的频率变化。

水晶传感器F1～F7作为通过使试样液中的探测对象物吸附在电极24a的表面而对频率变化进行检测的探测传感器被使用。图5(a)是水晶传感器F0的水晶振子24的表面结构的一例。图中，51为探测对象物，图中，52为由不与探测对象物51反应的抗体(蛋白质)构成的块层。该块层52覆盖电极24a表面，防止探测对象物51吸附在该电极24a的表面上，由此防止水晶振子24的固有频率发生变化。

为了使得在水晶传感器F0上不吸附探测对象物51，根据试样液的种类，金电极24a可以为裸露的状态(电极24a本来的状态)，但在此例中，因为以血液或血清中的抗原为探测对象物51，所以血液中的成分被吸附在金电极24a上。于是，为了使得血液中的成分不被吸附在金电极24a上，使某种蛋白质附着在电极24a的表面上。

图5(b)表示水晶传感器F1～F7的水晶振子24的表面结构。在这些激励电极24a表面设置有由以探测对象物51为抗原、有选择地与其反应并结合的抗体构成的吸附层53，由于它们发生抗原抗体反应而使得水晶振子24的固有频率变化。而且，在水晶片20上设置有激励电极24a的状态下，水晶传感器F0的水晶振子24和水晶传感器F1的水晶振子24具备同等的频率温度特性。

返回图4，对振荡电路单元31进行说明。振荡电路单元31具备用于使水晶传感器F0～F7分别振荡的振荡电路32，通过将水晶传感器F0～F7插入图1所示的插入口，水晶传感器F0～F7的印刷配线27a、27b与设置于插入口的端子部20电连接，水晶传感器F0～F7与各振荡电路32电连接，各水晶振子24振荡。而且，各水晶传感器F0～F7的频率信号被输向测定器主体4。

接着，对测定器主体4进行说明。测定器主体4具备测定电路部42，该测定电路部42在此例中对作为输入信号的频率信号进行数字处理并测定频率。为了容易理解该发明，测定电路部42的具体的电路结构的一例在后面叙述，对来自振荡电路32的频率信号进行模拟/数字转换(A/D转换)，对于其数字信号进行某信号处理，由此检测频率。另外，在测定电路部42的前段设置有开关部41，该开关部41用于将来自与各水晶传感器F0～F7对应的振荡电路32的输出信号依次输入该测定电路部42。即，开关部41分时接收来自8个水晶传感器F0～F7的频率信号(来自8个振荡电路32的频率)，由此，能够利用测定电路部42并行地求取8个水晶传感器F0～F7的频率。例如，如下所述，将1秒钟分为8份，以1/8秒的处理依次求取各信道的频率，因此，严格而言，虽然并非完全同时地进行测定，但是因为在1秒钟内获得频率，所以能够说实质上同时获得各水晶传感器F0～F7的频率。

返回图4，测定器主体4设置有数据总线43，数据总线43上连接有CPU44、数据处理程序45、第一存储器46、第二存储器47和上述的测定电路部42。另外，虽然图1中未图示，但是测定器主体4与个人计算机等连接，在数据总线42上连接有监视器等显示部48和键盘等输入部49。

数据处理程序45为数据生成单元，构成为实施下述的各步骤。具体而言，该程序45包括：用于根据从测定电路部42输出的信号获得关于水晶传感器F0～F7的振荡频率的时间序列数据的步骤、分别运算同一时间带的水晶传感器F0的时间序列数据与水晶传感器F1～F7的各时间序列数据的差的步骤、获得关于该差的时间序列数据的步骤、和根据用户的选择将该数据显示于显示部48的步骤。

接着，对这样构成的探测装置的作用进行说明，本发明的探测装置的特征之一在于使用基准传感器和探测传感器，作为其使用方法具有各种方式。例如有，向7个作为探测传感器的水晶传感器F1～F7均放入相同的试样液，求取各水晶传感器F1～F7的频率与作为基准传感器的水晶传感器F0的频率的差的使用方法，或者，向7个水晶传感器F1～F7放入彼此不同的试样液，同样地求取频率差的使用方法等。在为前者的情况下，将得到的7个频率差的数据进行比较，例如，将这些频率差的平均值作为频率差数据进行处理。在为后者的情况下，一次求取7种试样液的频率差数据。另外，还存在如下使用方法，使用水晶传感器F1～F7中的一个和水晶传感器F0，向这两个水晶传感器放入相同的试样液，不使用其余的信道(channel)。这种使用方法根据用户侧的需要和试样液的种类、测定的目的等被适当选择。

在此，参照图6和图7，对求取血液或血清中的某种抗原的浓度的方法的一例进行说明。首先，将水晶传感器F0和水晶传感器F1～F7插入振荡电路单元31的插入口。由此，各信道的振荡电路32进行振荡。然后，各振荡输出通过开关部41被依次输入测定电路部42，在测定电路部42进行A/D转换，各数字值被信号处理，大致同时求取8个信道的频率信号的各频率(例如，每次错开1/8秒)，存储在第一存储器46中。

接着，将作为稀释液的例如食盐水注入水晶传感器F0和水晶传感器F1～F7中(步骤S1)。由此，水晶振子24的环境气氛从气相变为液相，各信道的频率变低。另一方面，将从相互不同的人体中采取的血清用稀释液例如食盐水稀释为例如100倍，准备这样得到的7份试样液。然后，将这7份试样液分别注入水晶传感器F1～F7中，并且将其中一份试样液也注入水晶传感器F0中(步骤S2)。这样，针对各信道(针对水晶传感器F0～F7)，将振荡输出的频率的时间序列数据存储在第一存储器46中，并且运算水晶传感器F0的频率与水晶传感器F1～F7的各频率的差，将这些差的时间序列数据存储在第二存储器47中(步骤S3)。也可以在依次接收水晶传感器F0～F7间的频率的定时中求取差的频率。例如也可以为如下方法，在接收水晶传感器F0的频率(f0)，接着接收水晶传感器F1的频率(f1)后，从f0减去f1并将其差写入第二存储器47，接着在接收水晶传感器F2的频率(f2)后，从f0减去f2并将其差写入第二存储器47。

或者，也可以在获得各信道的频率的时间序列数据之后，以与这些数据的时间轴一致的方式，在规定的定时运算上述差，根据上述差的时间序列生成数据。

接着，例如当用户通过输入部49从水晶传感器F1～F7中选择希望显示与水晶传感器F0的差数据的水晶传感器时(步骤S4)，将从第二存储器47的时间序列数据中选择的差数据图表化并显示于显示部48(步骤S5)。例如，在水晶传感器F1被选择的情况下，如图7(c)所示，在显示部48显示作为探测传感器的水晶传感器F1与作为基准传感器的水晶传感器F0的差数据的图表。针对该图7(c)的差数据的获得经过进行说明，如图7(a)、(b)所示，首先，水晶传感器F0、F1的频率在时刻t1因注入稀释液而变低。而且，在之前的说明中虽然向水晶传感器F0、F1注入稀释液的时刻不是同时，但是在注入稀释液后，在频率稳定后，向水晶传感器F1注入试样液，因此，为了便于说明，记载为稀释液和试样液均被同时注入。而且，当在时刻t2向水晶传感器F0、F1注入试样液时，水晶传感器F0的试样液中的抗原不被水晶振子24吸附(捕捉)，但水晶传感器F1中的抗原被吸附。因此，水晶传感器F0的频率不因注入试样液而变化，但从水晶传感器F0的频率减去水晶传感器F1的频率所得的差频率如图7(c)所示那样在时刻t2降低。

在这样的一系列的操作过程中，即使环境温度变化，或施加振动，或试样液(血清)的粘度发生变化，因该变化引起的频率的变动在水晶传感器F0、F1双方上均发生。因此，上述差频率的频率的降低只起因于抗原被水晶振子24吸附的情况。而且，在图7(c)中，差频率稳定时为纵轴的“0”的位置，这是由于加上仅注入有稀释液时的水晶传感器F0、F1的差而消除偏差(offset)所得，即使不消除偏差地进行显示，也不会对测定带来任何影响。

用户使用这样显示的差数据、和表示预先求得的浓度与频率变化量的标准曲线，能够测定注入水晶传感器F1～F7的试样液中含有的作为目的的抗原的浓度。

根据该实施方式，设置有不吸附作为目的的抗原的基准传感器即水晶传感器F0、和具备由于上述抗原的吸附而固有频率发生变化的水晶振子24的水晶传感器F1～F7，求取这些水晶传感器F0与水晶传感器F1～F7之间的振荡频率的差的时间序列数据。因此，由测定气氛的温度变化和测定中的振动等水晶传感器F1～F7的抗原的吸附以外的原因引起的频率变化被抵消，其结果是，能够进行高精度的抗原的探测及其浓度的测定。

在上述方式中，水晶传感器F0也可以注入不含有探测对象物的参照用的液体，在此情况下，作为水晶振子24，如上所述，可以为不形成块层52，令金电极24a为裸露的状态，或者，也可以使用与水晶传感器F1～F7同样地形成有抗体的水晶振子。

作为参照用的液体，能够使用试样液的稀释液或纯水等。在此情况下，无论水晶振子24的表面状态如何，由于不发生抗原抗体反应，因此能够得到和上述的实施方式大致同样的作用效果。但是，在试样液的粘度在测定中发生变化的情况下，例如就血液的检查等而言，优选之前的实施方式的方法。例如，在如江河的水质检查那样粘度实质上不随时间的经过而变化的情况下，能够使用这样的水晶传感器作为基准传感器。其中，在上述的例子中，以稀释血清后的液体为试样液，但也可以使用稀释血液后的液体。

另外，在制作表示探测对象物的浓度与水晶振子24的频率变化的关系的标准曲线时，也可以使用本发明。进一步，本发明的探测装置不局限于液体中的探测对象物，也可以探测气体中的探测对象物。而且，探测对象物的探测不局限于以探测浓度为目的，也可以以探测其有无为目的。

在此，作为用于以数字的方式测定水晶传感器F0～F7的频率信号的频率的测定电路部，在图8中列举具体例对优选的结构进行说明。61为基准时钟产生部，其为了对来自上述开关部41的频率信号进行取样，输出频率的稳定性极高的作为高频信号的时钟信号。62为A/D(模拟/数字)变换器，利用来自基准时钟产生部61的时钟信号对上述频率信号进行取样，将其取样值作为数字信号输出。关于上述频率信号的频率fc和取样频率(时钟信号的频率)fs，例如，能够将fc设定为11MHz，将fs设定为12MHz。在此情况下，利用来自A/D变换器62的为数字信号的输出信号特定的频率信号的基波成为1MHz的正弦波。

在A/D变换器62的后段，依次设置有载波除去部63和低通滤波器64。载波除去部63和低通滤波器64用于取出以一种频率旋转的旋转矢量，该频率为由来自A/D变换器62的数字信号特定的例如1MHz的正弦波信号的频率和在正交检波中使用的正弦波信号的频率的差的频率。

为了通俗易懂地说明取出旋转矢量的作用，令由来自A/D变换器62的数字信号特定的正弦波信号为Acos(ω0t+θ)。另一方面，如图9所示，载波除去部63具备将cos(ω0t)与上述正弦波信号相乘的乘法部63a和将-sin(ω0t)与上述正弦波信号相乘的乘法部63b。即，通过进行这种运算而进行正交检波。乘法部63a的输出和乘法部63b的输出分别由(2)式及(3)式表示。

Acos(ω0t+θ)·cos(ω0t)

＝1/2·Acosθ+1/2{cos(2ω0t)·cosθ+sin(2ω0t)·sinθ}……(2)

Acos(ω0t+θ)·-sin(ω0t)

＝1/2·Asinθ-1/2{sin(2ω0t)·cosθ+cos(2ω0t)·sinθ}……(3)

从而，通过使乘法部63a的输出和乘法部63b的输出分别通过低通滤波器64a和低通滤波器64b，2ω0t的频率信号被除去，因此，结果是，能够从低通滤波器64取出1/2·Acosθ和1/2·Asinθ。

而且，当由Acos(ω0t+θ)表示的正弦波信号的频率发生变化时，Acos(ω0t+θ)成为Acos(ω0t+θ+ω1t)。其中，ω1设定为比ω0充分小。因此，1/2·Acosθ成为1/2·Acos(θ+ω1t)，1/2·Asinθ成为1/2·Asin(θ+ω1t)。即，从低通滤波器64得到的输出为与正弦波信号[Acos(ω0t+θ)]的频率的变化量ω1/2π对应的信号。即，这些值成为复数表示以一种频率旋转的旋转矢量时的实数部分(I)和虚数部分(Q)，其中，该一种频率为由来自A/D变换器62的数字信号特定的正弦波信号的频率和在正交检波中使用的正弦波信号的频率ω0/2π的差的频率。

图10是表示该旋转矢量的图，该旋转矢量为角速度ω1。因此，只要预先求取旋转矢量停止时的A/D变换器62的输入频率，在测定时，通过求取旋转矢量的角速度ω1，就能够知道振荡电路32的频率。设置于低通滤波器64的后级的频率运算部65为求取上述旋转矢量的角速度ω1、并根据其值运算振荡电路32的振荡频率的部分。其中，关于使用旋转矢量的测定电路，在日本特开2006-258787中有详细记载。

然后，每次间隔1/8秒地将各水晶传感器F0～F7的频率信号输入A/D变换器62，从而，在频率运算部65中，在1/8秒期间监视与例如水晶传感器F0对应的旋转矢量，具体而言，在每一运算时钟的定时捕捉旋转矢量的变化，以1/8秒这样的时间带的频率进行评价。同样，频率运算部65在下一1/8秒期间求取下一水晶传感器F1的频率，这样，在1秒钟内求取8信道的量的频率。另外，也可以准备8信道份的从载波除去部63至频率运算部65的电路部，在各电路部分别求取各信道的频率。

在此，令探测传感器的水晶振子与试样液接触后抗原抗体反应结束时的频率为F_2Laa，令基准传感器的水晶振子与试样液接触后其频率稳定时的频率为F_1L时，两者的频率差由下式表示。

【数1】

${\mathrm{dF}}_{12L}=F_{2\mathrm{Laa}}-F_{1L}$

$=({\mathrm{Fr}}_2-{\mathrm{dFr}}_2-{\mathrm{dFr}}_{2x})\·\{1+{\left(\frac{\mathrm{df}}{f}\right)}_{2L}\}-({\mathrm{Fr}}_1-{\mathrm{dFr}}_1)\·\{1+{\left(\frac{\mathrm{df}}{f}\right)}_{1L}\}$

其中，Fr₂、Fr₁分别为探测传感器侧的水晶振子的串联谐振频率和基准传感器侧的水晶振子的串联谐振频率，dFr₂、dFr₁分别为探测传感器侧的水晶振子的频率因液体的粘度而下降的量和基准传感器侧的水晶振子的频率因液体的粘度而下降的量，(df/f)_2L、(df/f)_1L分别为探测传感器侧的水晶振子的温度特性引起的频率的变化量和基准传感器侧的水晶振子的温度特性引起的频率的变化量。另外，dFr_2x为探测传感器侧的水晶振子捕捉到抗原的情况引起的频率的变化量。另外，令T为温度，则(df/f)_2L和(df/f)_1L分别以下述方式表示(下述(1)式和(2)式)。

(df/f)_2L＝a_2L·T³+b_2L+T²+c_2L+T+d_2L  …(1)

(df/f)_1L＝a_1L·T³+b_1L+T²+c_1L+T+d_1L  …(2)

令两水晶振子的串联谐振频度的差为590Hz，令由于发生抗原抗体反应而引起的频率的下降量(dFr_2x)为3.29kHz并进行模拟运算，两水晶振子的频率差(dFr_12L)的频率温度特性变得如图11所示，能够确认到在20℃～40℃的范围内，频率的变化量为0.2ppm，非常小。

Claims (7)

1、一种探测装置，其根据在压电振动片的表面上设置电极而形成的压电振子的固有频率的变化探测探测对象物，该探测装置的特征在于，包括：

探测传感器，其设置有探测用的压电振子，该压电振子在电极的表面上形成有用于吸附探测对象物的吸附层，且固有频率由于该吸附层吸附探测对象物而发生变化；

用于使所述压电振子振荡的探测用的振荡电路；

设置有不吸附探测对象物的参照用的压电振子的基准传感器；

用于使所述参照用的压电振子振荡的参照用的振荡电路；

测定部，其用于分时地接收所述探测用的振荡电路的振荡输出和参照用的振荡电路的振荡输出，测定各振荡电路的振荡输出的频率；和

数据生成单元，其根据由该测定部获得的各振荡电路的振荡输出的频率，生成探测传感器的频率和基准传感器的频率的差的时间序列数据。

2、如权利要求1所述的探测装置，其特征在于：

在所述基准传感器中使用的参照用的压电振子，为了防止在电极的表面上吸附探测对象物，在该电极的表面上形成有不吸附探测对象物的块层。

3、如权利要求2所述的探测装置，其特征在于：

所述探测对象物为抗原，所述吸附层为与该抗原发生抗原抗体反应的抗体，所述块层为不引起所述抗原抗体反应的抗体。

4、如权利要求1所述的探测装置，其特征在于：

所述参照用的压电振子为电极的表面裸露的状态。

5、一种探测装置，其根据在压电振动片的表面上设置电极而形成的压电振子的固有频率的变化，探测试样液中的探测对象物，该探测装置的特征在于，包括：

探测传感器，其设置有探测用的压电振子，该压电振子在电极的表面上形成有用于吸附探测对象物的吸附层，且固有频率由于该吸附层吸附试样液中的探测对象物而发生变化；

用于使所述压电振子振荡的探测用的振荡电路；

设置有参照用的压电振子，且与不含有探测对象物的参照用的液体接触的基准传感器；

用于使所述参照用的压电振子振荡的参照用的振荡电路；

测定部，其用于分时地接收所述探测用的振荡电路的振荡输出和参照用的振荡电路的振荡输出，测定各振荡电路的振荡输出的频率；和

数据生成单元，其根据由该测定部获得的各振荡电路的振荡输出的频率，生成探测传感器的频率和基准传感器的频率的差的时间序列数据。

6、如权利要求1或5所述的探测装置，其特征在于：

所述测定部将各振荡电路的振荡输出数字化并测定其频率。

7、如权利要求1或5所述的探测装置，其特征在于：

探测传感器和基准传感器包括以液体被注入后与压电振子接触的方式构成的液体收容部。

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