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
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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
【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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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、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。
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。
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。
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
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)
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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。
- 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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