JP2005098866A - 振動子を使用した測定方法及びバイオセンサー装置 - Google Patents

振動子を使用した測定方法及びバイオセンサー装置 Download PDF

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Abstract

【課題】 セル内の試料溶液の攪拌作業をする必要がなく、試料溶液の量が微量であっても、圧力波の影響を大幅に減らし、極めて容易に、且つ、正確な測定が可能な振動子を使用した測定方法及びバイオセンサー装置を提供する。
【解決手段】 結晶板の両面に第1、第2の電極を有する振動子の片面に試料溶液を接触させ、前記第1、第2の電極間に交流信号を印加して、前記交流信号の周波数と前記振動子の電気特性の関係から前記振動子の周波数変化を測定する方法であって、前記振動子をN倍波(N=3,5,7...)で振動させて前記周波数変化を測定するようにしたことを特徴とする。
【選択図】 なし

Description

本発明は、生化学、医療及び食品分野における化学反応の追跡や状態分析等に使用される振動子を使用した測定方法及びバイオセンサー装置に関する。
従来QCMを用いたバイオセンサー装置は、図17に示されるように、円筒状セル15の底面に設けられた水晶振動子7に、試料溶液8を接触させた状態で、センサーである水晶振動子を基本波による共振周波数で発振させ周波数変化を測定するか、インピーダンスアナライザを用いて基本波の共振点(インピーダンスが最小となる点)の周波数を連続的に測定し、その周波数変化により圧電素子表面へ吸着した物質の量を測定するようにしていた。
しかしながら、上記測定の際に、ほぼ一定周期で数百Hz程度範囲において周波数変動が生じることがあった。
その理由は、水晶振動子の変位により生じた圧力波が液面で反射され、水晶振動子に負荷が加わっている状態で、液面の振動による液面形状の変化、或いは、溶液の蒸発による液面の低下が生じた場合に、前記負荷が変動することによるものと考えられている(Martin,B,A;Hager,H,E,J.Appl.Phys.1989 "Flow profile above a quartz crystal vibrating in liquid")。
このため、振動子について基本波を使用する従来の測定方法では、前記セル内で攪拌棒を上下及び/又は回転させて液面を乱したり、また、前記セルに加工を施して液面を凹状にしたりして、圧力波を低減する必要があった。更に、また、試料溶液の量が、微量である場合には、攪拌することは不可能であり、しかも、液面は、表面張力により凸状となるため上記周波数変動の影響を回避することは不可能であった。
そこで、本発明は、セル内の試料溶液の攪拌作業をする必要がなく、試料溶液の量が微量であっても、圧力波の影響を大幅に減らし、極めて容易に、且つ、正確な測定が可能な振動子を使用した測定方法及びバイオセンサー装置を提供することを目的とする。
上記課題を解決するために、本発明者等は鋭意検討の結果、振動子について基本波による共振周波数を使用して周波数変化を測定するのではなく、N倍波(N=3,5,7...)による共振周波数又はN倍波の共振周波数の近傍の周波数変化を測定することにより、前記圧力波の影響を低減させることができるということを見出した。
前記圧力波の影響を低減させることができる理論は、次の通りである。
水晶振動子等の圧電素子の等価回路は、大気中では、図14(a)に示されるものとなるが、その片面を液面に浸すと、等価回路パラメータは、同図(b)に示される通りとなる。
この時、文献(Thomas W.Schneider and Stephen j.Martin; Anal. Chem. 1995,67,3324-3335)よりmotional resistance(振動による抵抗):R2は、下記数1の通りとなる。
Figure 2005098866
Figure 2005098866
尚、数2は振動の変位の勾配を表す。
上記数1のR2により、水晶振動子の共振周波数Fsは大きく変化する。
このR2の成分は、share wave(数3)とcompression wave(数4)という下記2つの成分に分けることができる。
Figure 2005098866
Figure 2005098866
R2shareは、share waveによる液体の粘性負荷によるもので、このshare waveは、図15に示す通り、水晶振動子表面から液中に入射する際に減衰される。尚、減衰するまでの距離σは、下記数5で表され、5MHzの水晶振動子の場合は、0.25μm程度となる。
従って、このshare waveは、液面に達することがないので、R2shareは常に一定の値を示すことになる。
Figure 2005098866
一方、R2compについては、図16に示すように振動の変位による勾配から液中に圧力波が生じ、これが液面に達し、水晶振動子との間で圧力波を発生させる。
このため、液面の高さが変化すると、この値は0〜R2comp maxの値で変化することになる。このR2compは、液面の高さがh=nλ/2(N=1,2,3...)の時に最大となり、h=(n+1)λ/2(N=1,2,3...)の時に0となる。
例えば、直径8.9mmの9MHzの水晶振動子の片面を純水に浸すと、Fsにおいて、48Hz程度の周期的なうねりが生じる。この時、R1=100Ω、R2share=353Ω、R2comp=13Ωであり、また、9MHzの水晶振動子が、大気中での状態から片面を純水に浸された状態になる場合の粘性負荷による周波数変化は、1330Hzである。
従って、このうねりFsとR2compとの関係は、下記数6の通りとなり、Fsの周期的な変位とR2compによる周波数変化が一致する。
Figure 2005098866
また、更に、N倍波でのR2shareとR2compは、基本波に対して、数2、数3、数4より、R2shareはNの1/2乗倍となり、R2compは、1/Nの2乗倍となる。
よって、N倍波においてのR2compの影響による周波数変位は、基本波の1/Nの5/2乗倍程度となる。
本発明では、この理論に基づき、上記した課題を解決するための手段を次の通り見出した。
即ち、本発明の測定方法は、請求項1に記載の通り、結晶板の両面に第1、第2の電極を有する振動子の片面に試料溶液を接触させ、前記第1、第2の電極間に交流信号を印加して、前記交流信号の周波数と前記振動子の電気特性の関係から前記振動子の周波数変化を測定する方法であって、前記振動子をN倍波(N=3,5,7...)で振動させて前記周波数変化を測定するようにしたことを特徴とする。
また、請求項2に記載の測定方法は、請求項1に記載の測定方法において、前記試料溶液を前記電極表面にのみ接触させることを特徴とする。
また、本発明のバイオセンサー装置は、請求項3に記載の通り、結晶板の両面に第1、第2の電極を有する振動子の片面に試料溶液を接触させ、前記第1、第2の電極間に交流信号を印加して、前記交流信号の周波数と前記振動子の電気特性の関係から前記振動子の周波数変化を測定するようにしたバイオセンサー装置であって、前記振動子をN倍波(N=3,5,7...)で振動させて前記周波数変化を測定するものであることを特徴とする。
また、請求項4に記載のバイオセンサー装置は、前記試料溶液を前記電極表面にのみ接触させるようにしたことを特徴とする。
また、請求項5に記載のバイオセンサー装置は、請求項3又は4に記載のバイオセンサー装置において、前記バイオセンサー装置は、前記試料溶液を保持して前記振動子に接触させるセルを備え、前記セルの前記試料溶液保持量は100μl未満であることを特徴とする。
また、請求項6に記載のバイオセンサー装置は、請求項4に記載のバイオセンサー装置において、前記振動子の発振周波数を9MHzとした場合に、前記電極表面に接触させる試料溶液の量を、前記電極の直径(mm)に対して、係数12.5μl/mmを掛けた量以下としたことを特徴とする。
また、請求項7に記載のバイオセンサー装置は、請求項4に記載のバイオセンサー装置において、前記振動子の発振周波数を27MHzとした場合に、前記電極表面に載置する試料溶液の量を、前記電極の直径(mm)に対して、係数12.0μl/mmを掛けた量以下としたことを特徴とする。
また、請求項8に記載のバイオセンサー装置は、請求項3乃至7のいずれかに記載のバイオセンサー装置において、前記電極周囲の前記結晶板の表面を撥水性としたことを特徴とする。
本発明の測定方法によれば、電極が浸される試料溶液を攪拌して液面を乱すことや、その液面を凹状となるようすること等の手段を講じなくても、測定周波数に影響を与える圧力波を低減することができるので、精度の高い測定が可能となる。また、電極上に微量の試料溶液の液滴を液面が凸状になるように滴下した場合であっても、電極上にのみ試料溶液を滴下して測定するようにしたので、周波数における一定方向への周波数変化(ドリフト)の発生を抑制することができ、微量の試料溶液を測定する場合には、更に、精度の高い測定が可能となり、しかも、貴重な試料溶液の量を少なくすることができる。
また、本発明のバイオセンサー装置によれば、圧力波の影響を抑えることができるので、精度の高い測定が可能となる。また、試料溶液の保持量が100μl未満であっても、試料溶液を攪拌等する必要がない。また、試料溶液の量を電極の直径に対して所定量以下とすることにより、周波数における一定方向への周波数変化(ドリフト)の発生を抑制することができ、微量の試料溶液を測定する場合には、更に、精度の高い測定が可能となり、しかも、貴重な試料溶液の量を少なくすることができる。更に、また、前記電極周囲の前記結晶板の表面を撥水性とすることにより、電極上のみに微量の試料溶液を載せやすくすることができる。
前記基本波による共振周波数とは、セルに測定対象となる試料溶液を接触させた際に、振動子を基本波により振動させ、共振した周波数をいうものである。
本発明では、前記基本波による共振周波数ではなく、N倍波(N=3,5,7...。N=2n+1;nは、1以上の整数。以下、「N倍波」とする。)による共振周波数を使用するものである。具体的には、前記基本波による共振周波数が27MHzである場合には、3倍波の共振周波数は81MHzとなる。尚、N倍波による共振周波数には、N倍波の共振周波数以外にも、N倍波の共振周波数の近傍の周波数も含まれ、例えば、±500kHz程度の範囲をスキャンすることまで含まれる。
また、周波数変化の測定に関しては、インピーダンスアナライザを使用する場合には、必ずしも、インピーダンスが最小となる点を測定することに限られない。例えば、本出願人が先に提案(特願2003−120335)した、振動子が直列共振状態にあるときのコンダクタンスの半分の大きさの半値コンダクタンスを与える半値周波数であって、前記直列共振状態を与える共振周波数に近く、且つ、共振周波数よりも大きな周波数である半値周波数を利用することもできる。また、同様に先に提案(特願2003−120370)した、振動子を直列状態に置く共振周波数と、前記振動子が共振状態にあるときのコンダクタンスの半分の大きさの半値コンダクタンスを与える第一、第二の半値周波数とで構成される三種類の周波数のうち、少なくとも二種類の周波数を利用することもできる。これにより、圧力波以外にも、バッフアー液と粘性が異なる試料を使用した場合の粘性効果や温度変化による粘性効果の影響を受けることがないので正確な測定をすることが可能となる。
以下、図面を参照し、本発明の一実施の形態について説明する。尚、本発明は、この実施の形態に制限されるものではない。
図1の符号1は、本発明の一実施の形態であるバイオセンサー装置を示すものである。
このバイオセンサー装置1は、センサー部2と、ネットワークアナライザ3と、コンピュータ4とを有している。センサー部2及びネットワークアナライザ3の間と、ネットワークアナライザ3及びコンピュータ4の間とには、それぞれケーブル5、6を介して接続されている。また、センサー部2は、水晶振動子を備えている。
センサー部2に備えられる水晶振動子は、図2(a)、(b)にその平面図と断面図とをそれぞれ示すように、円形状に形成された石英製の結晶板8の表面側と裏面側とにそれぞれ第一の金電極9と第二の金電極10と備えている。尚、図示される金電極9、10は、円形状に構成され、それぞれにリード線9b、10bが連接されている。裏面側の第二の金電極10は、図2(b)に示すように樹脂カバー11により被覆されており、水晶振動子7を溶液中に入れた状態でも、裏面側の第二の金電極10が溶液に曝されず、発振できるように構成されている。他方、表面側の第一の金電極9表面には、特定の成分と反応し、その成分を吸着するように構成された反応材12が配置されており、測定時に試料溶液と接触することになる。
また、ネットワークアナライザ3は、図3に示すように、信号供給回路13と測定回路14とを有している。
信号供給回路13は、周波数を変化させながら交流の入力信号を出力することができるように構成されている。
測定回路14は、水晶振動子7の出力信号や、信号供給回路13から出力される入力信号に基づいて、水晶振動子7の共振周波数や位相等の電気的特性を測定して、コンピュータ4に出力することができるように構成されている。
コンピュータ4は、測定された水晶振動子7の周波数特性等の電気的特性に基づいて、試料溶液中の成分の反応速度などを求め、成分の分析をすることができるように構成されている。
上述した構成のバイオセンサー装置1により、例えば、血液等試料溶液中の特定成分と、水晶振動子7の表面に配置された反応材12との反応状態を分析する手順について以下に説明する。
まず、図17に示されるように、水晶振動子7を底部に備えた円筒形状のセル15内に試料溶液8を注入し、水晶振動子7が試料溶液8中に浸漬された状態で、ネットワークアナライザ3を起動し、コンピュータ4から制御信号を出力する。出力された制御信号に基づいて、信号供給回路13から出力された入力信号が、ケーブル5を介してセンサー部2に出力される。
水晶振動子7に信号供給回路13から入力信号が供給されると、入力信号が供給された水晶振動子7は、入力信号に応じて出力信号を出力する。出力信号は、ケーブル5を介してネットワークアナライザ3に出力され、ネットワークアナライザ3内の測定回路14に入力される。そして、測定回路14は、入力信号が供給された水晶振動子7の出力信号の信号強度(ここでは、発振周波数の振幅に相当する)を検出する。
前記信号供給回路13は、入力信号の周波数を所定の周波数範囲内で変化させ、測定回路14は、入力信号の周波数が変化するごとに、出力信号の信号強度を検出する。その結果、入力信号の周波数と、出力信号の信号強度との関係を求める。具体的には、図4の曲線(A)に、入力信号の周波数Sと信号強度Iとの関係を示すように、入力信号の周波数Sの変化に応じて信号強度Iも増減し、ある周波数で最大ピーク値をとる。このとき、水晶振動子7は共振しており、この場合の周波数が共振周波数となる。尚、同図中の符号Sは、水晶振動子の共振周波数を示す。
このようにして、測定回路14は、水晶振動子7の共振周波数を測定し、求められた水晶振動子7の共振周波数は、ケーブル6を介してコンピュータ4に出力される。そして、所定時間が経過後に、コンピュータ4は、信号の供給を停止する。
本実施の形態では、以上の測定をまず、水晶振動子7の基本波により行い、基本波による共振周波数を決定する。そして、測定された共振周波数に基づいて、N倍の共振周波数を使用して上記基本波による測定と同様の測定を行う。
この測定により、ネットワークアナライザ3から随時入力される水晶振動子7のN倍の共振周波数の変化が測定され、コンピュータ4を使用して、反応材12の表面に吸着する成分の反応状態を、例えば、所定時間範囲内における水晶振動子7のN倍波の共振周波数から、反応材12の表面に吸着する成分の質量の時間変化を算出し、この質量の時間変化により反応材12と、それに吸着する成分の反応速度を求める等して測定することができる。
尚、本実施の形態では、電気的特性を求める一例として、共振周波数を検出しているが、測定される周波数は、共振周波数に限られるものではなく、例えば、出力信号の位相と入力信号の位相との位相差を測定してもよい。特に、位相差が180°になる点(位相点)では、水晶振動子7は共振しているので、共振周波数を求める本実施の形態と同じことになる。
また、上記以外にも、本出願人が先に提案した周波数(特願2003-120335又は特願2003-120370)を用いてもよい。粘性の影響がある場合は、この方がより正確な測定が可能となる。
また、上記説明におけるセル15は、比較的多量の試料溶液を使用するために円筒形状のものを使用したが、本発明のN倍波の使用は、攪拌等することが困難で、しかも、試料溶液の表面が凸状となりやすい100μl未満の試料溶液を測定する際に有効となる。
また、更に、微量の試料溶液を使用して測定する場合には、電極表面にのみ試料溶液を接触させるようにして測定することが好ましい。振動子の共振周波数で発振させ、周波数変化を測定する場合、或いは、インピーダンスアナライザやネットワークアナライザを用いて共振点(インピーダンスが最小となる点)の周波数を連続で測定する場合に、一定方向への周波数変化(ドリフト)の発生を抑制することができ、この周波数変化(ドリフト)を補正することなく正確な測定ができるからである。
尚、微量とは、前記振動子の発振周波数を9MHzとした場合に、前記電極表面に載置する試料溶液の量を、前記電極の直径(mm)に対して、係数12.5μl/mmを掛けた量以下、或いは、前記振動子の発振周波数を27MHzとした場合に、前記電極表面に載置する試料溶液の量を、前記電極の直径(mm)に対して、係数12.0μl/mmを掛けた量以下をいうものとする。
また、更に、電極表面にのみ試料溶液を接触しやすくするためには、電極の周囲の結晶板表面を撥水性とすることが好ましい。この撥水性とは、結晶板表面に撥水性を付与するものであれば、特に制限するものではないが、その処理の一例として、結晶板の表面にシロキサン等の撥水性の材料を塗布乃至蒸着することや結晶板を撥水性の材料で構成する等を一例として挙げることができる。
本発明の実施例と従来例とを以下の条件において比較実験を行った。
(実験例1)
基本発振周波数27MHz、直径8.9mmの水晶振動子を、図17に示されるような略円筒形状のセルの底面に設け、このセル内に500μlの純水を注入し、基本波による共振周波数を使用した測定例を比較例1とし、基本波による共振周波数の3倍の周波数を使用した測定例を実施例1として、その結果を図5に示す。
図5より、比較例1では、約5分の周期で周波数の変動(約70Hz)が生じた。これに対して、実施例1では、周波数の変動(約5Hz)は、比較例1の6%程度であった。
尚、測定時の5分間の蒸発による液面低下は25μmであった。この値は、27MHzの圧力波の波長54μm(液温25℃における音速が約1.45×103m/sとした場合)の約半分程度となり、これが圧力波の周期と一致する結果となった。この結果から、比較例1では蒸発により液面が低下して周波数にうねりを生じたことがわかった。
(実験例2)
基本発振周波数9MHz、直径8.9mmの水晶振動子を、略円筒形状のセルの底面に設け、このセル内に500μlの純水を注入し、基本波による共振周波数を使用した測定例を比較例2とし、基本波による共振周波数の3倍及び5倍の周波数を使用した測定例を実施例2−1、2−2として、その結果を図6に示す。
図6より、比較例2では、約15分の周期で周波数の変動(約48Hz)が生じた。これに対して、実施例2では、周波数の変動(実施例2−1:約3Hz実施例2−2:約1Hz)は、従来例1の6%(実施例2−1)、2%(実施例2−2)程度であった。
尚、測定時の15分間の蒸発による液面の低下は75μmであった。この値は、9MHzの発振時に生じる圧力波の波長である159μm(液温25℃における音速が約1.45×103m/sとした場合)の約半分程度となる。この結果から、比較例2では蒸発により液面が低下して周波数にうねりを生じたことがわかった。
(実験例3)
次に、蒸発による液面の低下の影響を排除するために、電極周囲を加湿雰囲気(気温を25℃、湿度90%以上)として、基本発振周波数27MHz、直径8.9mmの水晶振動子の電極上に5μlの純水の液滴を接触させて発振させる実験を行った。
基本波による共振周波数を使用した例を比較例3とし、基本波による共振周波数の3倍の周波数を使用して測定した例を実施例3とし、それぞれの結果を図7に示す。
図7から、比較例3では、測定期間中に常に周波数が大きく変動したのに対して、実施例3では周波数変動がほとんどなかった。
この結果から、実施例3は、蒸発による液面低下以外の原因から生じる周波数変動も抑えることができることがわかった。
(実験例4)
基本発振周波数27MHz、直径8.9mmの水晶振動子の電極上に5μlの純水の液滴を載せて15分後に1μlのブロックエースを加える実験を行った。
基本波による共振周波数を使用した例を比較例4とし、基本波による共振周波数の3倍の周波数を使用して測定した例を実施例4とし、それぞれの結果を図8及び図9に示す。
比較例4では、測定期間中、常に、周波数が大きく変動したのに対して、実施例4では、周波数変動がほとんどなかった。
尚、実施例4では、基本発振周波数の3倍の周波数を使用しているために、感度が3倍となる。このため、比較例4と周波数変動のスケールを合わせるために、実施例3の周波数変動の結果を1/3倍した。
上記実験例1〜4において、比較例1〜4では、9MHzの水晶振動子の場合48Hz、27MHzの水晶振動子の場合70Hzという周波数変動が生じた。DNAや抗原抗体などの生体分子の結合による周波数変化を測定する場合、100〜1000Hz程度の周波数変化を測定する必要があることからすると、上記比較例1〜4は、誤差が大きくなることがわかる。これに対して、実施例1〜4の周波数変動は、3〜5Hz程度と非常にわずかで測定に与える影響は非常に少なくなることがわかった。
(実験例5)
次に、同じN倍波を使用し、水晶振動子の電極以外にも試料溶液を接触させるようにする実施例5−1及び5−2と、水晶振動子の電極上にのみ試料溶液を接触させるようにする実施例5−3とを比較する実験を行った。
まず、基本発振周波数27MHz、直径8.9mmの水晶振動子(電極の直径2.5mm)を、図17に示されるような略円筒形状のセルの底面に設け、このセル内に500μlの純水を注入し、3倍波による共振周波数を使用した測定例を実施例5−1とし、同形状のセルに100μlの純水を注入し、3倍波による共振周波数を使用した測定例を実施例5−2とし、それぞれの結果を図10及び図11に示す。
次に、実施例5−3は、図13に示されるセルを使用して測定を行った。同図(a)に示されるセル21には、基本発振周波数27MHz、直径8.9mmの石英板17の両面に、直径2.5mmの第一の電極18と第二の電極19を有する水晶振動子20が備えられるものである。この水晶振動子20は、同図(b)に示されるように、アクリル樹脂板22の表面から同心円上に2段階の深さで設けられた凹部23と凹部24の深い方の凹部23内に設けられる。そして、水晶振動子20上には、浅い方の凹部24により、試料溶液を保持するための空間が形成され、微量の試料溶液を外部から電極18上にのせやすい構造となっている。尚、図13に示されるセル21における電極17、18の周囲の結晶板7表面は、シロキサンを付着させて撥水性としている。
このセル21の第一の電極17上のみに10μlの純水を滴下し、3倍波による共振周波数を使用した測定例を実施例5−3として、その結果を図12に示す。
実施例5−1では、うねりは生じなかったものの、一定方向への周波数変化(ドリフト)は、60分で−200Hz(1分当たり−3.3Hz)となった。同様に実施例5−2でも、うねりは生じなかったものの、一定方向への周波数変化(ドリフト)は、60分で−100Hz(1分当たり−1.6Hz)となった。
これに対して、実施例5−3では、一定方向への周波数変化(ドリフト)は、ほぼ0Hzであった。
本発明の一実施の形態であるバイオセンサー装置の説明図 同装置の水晶振動子の平面図(a)、同断面図(b) 同装置構成の説明図 入力信号の周波数Sと信号強度Iとの関係図 実施例1と比較例1の測定結果を示すグラフ 実施例2−1、実施例2−2と比較例2の測定結果を示すグラフ 比較例3及び実施例3の測定結果を示すグラフ 比較例4の測定結果を示すグラフ 実施例4の測定結果を示すグラフ 比較例5−1の測定結果を示すグラフ 比較例5−2の測定結果を示すグラフ 実施例5−3の測定結果を示すグラフ 実施例5−3のセルの形状を説明するための(a)平面図(b)側面図 本発明の理論を説明するための(a)大気中の水晶振動子の等価回路を示す図、(b)液体中の水晶振動子の等価回路を示す図 share waveの水晶振動子から液面に入射する際の減衰を説明するための図 compression waveが定在波を生じさせることを説明するための説明図 バイオセンサー装置のセルの説明図
符号の説明
1 バイオセンサー装置
2 発振装置
3 ネットワークアナライザ
4 コンピュータ
5 ケーブル
6 ケーブル
7 水晶振動子
8 円形状の結晶板
9 第一の金電極(表面)
10 第二の金電極(裏面)
11 樹脂カバー
12 反応材
13 信号供給回路
14 測定回路
15 セル
16 水晶振動子
17 第一の電極
18 第二の電極
19 アクリル樹脂板
20 試料溶液保持部
21 セル

Claims (8)

  1. 結晶板の両面に第1、第2の電極を有する振動子の片面に試料溶液を接触させ、前記第1、第2の電極間に交流信号を印加して、前記交流信号の周波数と前記振動子の電気特性の関係から前記振動子の周波数変化を測定する方法であって、前記振動子をN倍波(N=3,5,7...)で振動させて前記周波数変化を測定するようにしたことを特徴とする測定方法。
  2. 前記試料溶液を前記電極表面にのみ接触させることを特徴とする請求項1に記載の測定方法。
  3. 結晶板の両面に第1、第2の電極を有する振動子の片面に試料溶液を接触させ、前記第1、第2の電極間に交流信号を印加して、前記交流信号の周波数と前記振動子の電気特性の関係から前記振動子の周波数変化を測定するようにしたバイオセンサー装置であって、前記振動子をN倍波(N=3,5,7...)で振動させて前記周波数変化を測定するものであることを特徴とするバイオセンサー装置。
  4. 前記試料溶液を前記電極表面にのみ接触させるようにしたことを特徴とする請求項3に記載のバイオセンサー装置。
  5. 前記バイオセンサー装置は、前記試料溶液を保持して前記振動子に接触させるセルを備え、前記セルの前記試料溶液保持量は100μl未満であることを特徴とする請求項3又は4に記載のバイオセンサー装置。
  6. 前記振動子の発振周波数を9MHzとした場合に、前記電極表面に接触させる試料溶液の量を、前記電極の直径(mm)に対して、係数12.5μl/mmを掛けた量以下としたことを特徴とする請求項4に記載のバイオセンサー装置。
  7. 前記振動子の発振周波数を27MHzとした場合に、前記電極表面に載置する試料溶液の量を、前記電極の直径(mm)に対して、係数12.0μl/mmを掛けた量以下としたことを特徴とする請求項4に記載のバイオセンサー装置。
  8. 前記電極周囲の前記結晶板の表面を撥水性としたことを特徴とする請求項3乃至7のいずれかに記載のバイオセンサー装置。
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