JP2013024648A - 感知装置及び感知方法 - Google Patents

Abstract

【課題】試料液中の感知対象物を簡便にかつ精度よく検出すること。
【解決手段】流路形成部材２の流路２１に可変容量形成用の反応電極対４１を設けると共に、当該電極対４１を構成する電極４１ａ，４１ｂの表面に感知対象物を吸着する吸着層４３を形成する。そして、第１の発振回路６１から水晶振動子３Ａの一方の励振電極３３ａ、他方の励振電極３５及び反応電極対４１を経て第１の発振回路６１に戻る発振ループを形成する。流路２１に試料液を供給すると、試料液は流路２１内を毛細管現象により流れて行き、当該試料液中に感知対象物が含まれている場合には、前記吸着層４３に感知対象物が吸着され、前記反応電極対４１同士の間の容量が変化する。このため、前記容量の変化に基づいた発振回路６１の発振周波数に対応する周波数情報が検出され、試料液中の感知対象物を検出することができる。
【選択図】図２

Description

本発明は、圧電振動子を用いて試料液中の感知対象物を検出するための感知装置及び感知方法に関する。

臨床分野においては、ＰＯＣＴ(point of core TEST)と呼ばれる簡便な検査方法が普及しており、例えば糖尿病患者が行う血糖値自己モニタリングや、インフルエンザウイルスに感染しているか否かを診断するインフルエンザウイルス検査に利用されている。

このような簡便な検査（簡便法）としては、イムノクロマト法を利用した方法が用いられている。このイムノクロマト法とは、試験紙上を試料液が試薬を溶解しながらゆっくりと流れる性質（毛細管現象）を応用した免疫測定法である。例えば細長い試験紙の長さ方向の一端側に抗原である感知対象物と選択的に結合する抗体を予め吸着させておき、他端側には感知対象物と結合する例えば金コロイド等の発色性物質を予め染み込ませておく。

そして、前記試験紙の他端側に試料液を滴下すると、試料液に感知対象物が含まれる場合、当該感知対象物は酵素反応により前記発色性物質と結合し、毛細管現象により試験紙の一端側へ移動していく。こうして、試験紙の一端側で感知対象物と抗体とが抗原抗体反応により結合し、感知対象物は抗体及び発色性物質に挟まれた状態で試験紙の一端側に固定されて、当該一端側が発色する。一方、感知対象物が含まれていない場合には、各反応が起こらないので、前記一端側は発色しない。従って、試験紙を目視して発色の有無を確認することにより、試料液中の感知対象物の有無を検出することができる。しかしながら、この手法では、目視による判定であるので判定誤差が生じやすく、反応に時間がかかるというデメリットがある。また、ウイルスや細菌等の形状が大きく、試料液の粘性が大きい場合には、試験紙上を毛細管現象により移動しにくいため、予め試料液を水や分解試薬に溶解させる前処理が必要となる。

一方、ＱＣＭ（Quartz Crystal Microbalance）を利用した感知センサーも知られている。このようなＱＣＭは、水晶振動子の表面に感知対象物を抗原抗体反応により吸着する吸着膜を設け、吸着膜への感知対象物の吸着量に応じた水晶振動子の周波数変化や共振抵抗変化に基づいて、感知対象物の定量検査を行うものである。しかしながら、この手法では、試料液の粘性が大きい場合、質量や粘性の変化を精密に決定できない。この際、水晶振動子の厚さを薄くして感度を高めることも考えられるが、水晶振動子に直接試料液が接触する構成では、水晶振動子を薄くし過ぎると、試料液の応力で破壊されるおそれがある。このため、従来では３０ＭＨｚ〜５０ＭＨｚ程度が限界であって、それほど感度を高めることはできない。

また、特許文献１には、インダクタンス素子とキャパシタンス素子とバイオチップとを電気的に接続した、バイオ結合の可否による共振周波数変化を利用して、バイオ結合を検出する手法が記載されている。特許文献２には、反応部位の内壁に相対する一対の電極を設けてコンデンサを実現し、溶液の誘電率を計測して、溶液の濃度を決定する技術が記載されている。さらに、特許文献３には、コンデンサとインダクタンスとからなる共振回路を備え、被検ガスの比誘電率に対応した発振周波数を計測して、被検ガスの定性を行う技術が記載されている。しかしながらこれらの手法では、感度をそれ程大きくすることはできないため、試料液中の感知対象物を精度よく検出することはできず、本発明の課題を解決することはできない。

特開２００５−３１５８８８（段落００１９、図１Ａ、図１Ｂ） 特開２００４−２１４７９２（段落００４６、図２） 実開昭４１−２０６８４１（段落００３９〜００４２、図１）

本発明はこのような事情に基づいてなされたものであり、その目的は、簡便かつ精度の高い感知対象物の検出を行うことができる感知装置及び感知方法を提供することにある。

本発明は、試料液中の感知対象物を検出する感知装置において、
圧電片の一面側及び他面側に夫々一方の励振電極及び他方の励振電極を設けて構成される圧電振動子と、
前記一方の励振電極に電気的に接続された発振回路と、
試料液を収容するための液収容部が形成された液収容部形成部材と、
前記液収容部内に収容された試料液を介して互いに対向するように設けられた一方の電極及び他方の電極からなり、当該一方の電極が前記他方の励振電極と電気的に接続された可変容量形成用の電極対と、
前記液収容部内の試料液と接触するように前記一方の電極及び他方の電極の少なくとも一方の表面に形成され、試料液中の感知対象物を吸着する吸着層と、
前記感知対象物の有無あるいは吸着量の評価に用いるために、前記発振回路の発振周波数に対応する周波数情報を検出するための周波数情報検出部と、を備え、
前記発振回路から一方の励振電極、他方の励振電極及び電極対を経て発振回路に戻る発振ループが形成され、
前記吸着層に感知対象物が吸着されることにより、前記電極対同士の間の容量が変化することを特徴とする。

また、本発明の感知方法は、圧電片の一面側及び他面側に夫々一方の励振電極及び他方の励振電極を設けて構成される圧電振動子を用いて、試料液中の感知対象物を検出する感知方法において、
液収容部形成部材に設けられた液収容部に試料液を収容する工程と、
この液収容部内に設けられた可変容量形成用の電極対に吸着層を介して感知対象物を吸着させる工程と、
一方の励振電極、他方の励振電極及び電極対を含む発振ループにより、前記感知対象物の有無あるいは吸着量の評価に用いるために、圧電振動子からの発振周波数に対応する周波数情報を検出する工程と、を含み、
前記吸着層に感知対象物が吸着されることにより、前記電極対同士の間の容量が変化することを特徴とする。

本発明によれば、圧電振動子を用いて試料液中の感知対象物を検出するための感知装置において、液収容部形成部材の液収容部に可変容量形成用の電極対を設けると共に、当該電極対を構成する電極に感知対象物を吸着する吸着層を形成し、発振回路から圧電振動子の一方の励振電極、他方の励振電極及び電極対を経て発振回路に戻る発振ループを形成している。液収容部に試料液を収容すると、当該試料液中に感知対象物が含まれている場合には、前記吸着層に感知対象物が吸着され、前記電極対同士の間の容量が変化する。このため、周波数情報検出部では、前記容量の変化に基づいた発振回路の発振周波数に対応する周波数情報が検出され、試料液中の感知対象物を検出することができる。

本発明の感知装置の第１の実施の形態を示す概略斜視図である。 前記感知装置に設けられた流路形成部材を示す長さ方向の縦断面図である。 前記流路形成部材を示す幅方向の縦断面図である。 前記流路形成部材を示す概略拡大断面図である。 前記流路形成部材の形成方法の一例を示す縦断面図である。 前記感知装置に設けられる水晶振動子の一例を示す平面図である。 前記感知装置に設けられる感知センサーの等価回路を示す回路図である。 前記感知装置に設けられる演算部を示す構成図である。 前記感知装置に設けられる第１の発振回路及び第２の発振回路からの発振周波数の差分と時間との関係を示す特性図である。 前記感知装置の他の例を示す縦断面図である。 前記感知装置のさらに他の例を示す縦断面図である。 前記感知装置のさらに他の例を示す構成図である。 前記感知装置の第２の実施の形態に用いられる液収容部形成部材を示す斜視図である。 前記液収容部形成部材の一部を示す縦断面図である。 前記感知装置の他の例の一部を示す縦断面図である。 前記感知装置のさらに他の例の一部を示す縦断面図である。 前記感知装置のさらに他の例の一部を示す平面図である。

以下、本発明の第１の実施の形態に係る感知装置１について説明する。この感知装置１は感知センサー１２と、発振回路ユニット１３と、演算部１４とを備えており、前記発振回路ユニット１３と演算部１４とにより測定部が構成されている。前記感知センサー１２は、液収容部形成部材をなす流路形成部材２と圧電振動子をなす水晶振動子３とを備えている。前記流路形成部材２は例えばポリスチレンや、石英ガラス等により角板状に形成され、その内部には長さ方向（図１中Ｘ方向）に沿って液収容部をなす流路２１が形成されている。この流路２１は、毛細管現象により液体を通流させることができる程度の大きさに設定されている。また、当該流路２１の両端は、流路形成部材２の表面に開口しており、夫々の開口部は試料液の注入部２２及び廃液部２３を成している。

この例では、流路形成部材２は、例えば前記長さ方向の大きさが１００ｍｍ、幅方向（図１中Ｙ方向）の大きさが５０ｍｍ、厚さ（図１中Ｚ方向）が５ｍｍ程度に夫々設定されている。また、前記流路２１は、図１及び図３に示すように、その幅方向の断面形状が矩形状、この例では一辺が例えば１０μｍの正方形状に構成されている。さらに、前記注入部２２及び廃液部２３は、夫々１０〜２０μＬの試料液を貯留できる程度の容量に構成され、注入部２２と廃液部２３との間の流路２１の長さＬ１は例えば５０ｍｍ程度に設定されている。

前記流路２１の内部には、図２及び図３に示すように、可変容量形成用の電極対が設けられている。この例では、前記流路２１の上流側と下流側に夫々第１の電極対４１と第２の電極対４２とが設けられており、これら第１及び第２の電極対４１，４２は、夫々互いに対向する一対の電極４１ａ，４１ｂ、４２ａ，４２ｂを備えている。なお、図２及び図３では、図示の便宜上、流路２１は、その径を大きく、長さを短く描いている。

これら電極４１ａ，４１ｂ，４２ａ，４２ｂは、例えばアルミニウム、金、銀等の金属膜により構成されている。そして、この例では、前記第１の電極対４１（電極４１ａ，電極４１ｂ）が流路２１の上部側、第２の電極対４２（電極４２ａ，電極４２ｂ）が流路２１の下部側に夫々設けられるように、前記金属膜が流路形成部材２１の内面に例えば蒸着されている。前記電極４１ａ,４１ｂ（４２ａ,４２ｂ）の厚さは例えば１００ｎｍ〜２００ｎｍ、互いに対向する面の面積は１ｍｍ^２程度に設定される。こうして、電極４１ａ及び電極４１ｂ（電極４２ａ及び電極４２ｂ）は互いに略平行に設けられ、これら電極４１ａ及び電極４１ｂ（電極４２ａ及び電極４２ｂ）同士の間隔Ｌ２は例えば９μｍ〜１０μｍ程度に設定されている。

前記第１の電極対４１（４１ａ，４１ｂ）は反応電極対として作用するものであり（以下「第１の電極対４１」を「反応電極対４１」として説明を進める）、前記電極４１ａ，４１ｂの表面には、図２〜図４に示すように、感知対象物であるインフルエンザウイルス１０と選択的に結合する抗体により構成された吸着層４３が設けられている。一方、前記第２の電極対４２は基準電極対として作用するものであり（以下「第２の電極対４２」を「基準電極対４２」として説明を進める）、前記電極４２ａ，４２ｂの表面には、前記吸着層４３は設けられていない。

前記反応電極対４１の電極４１ａ，４１ｂは、流路形成部材２の内部に設けられた引き出し電極４１ｃ，４１ｄを介して、流路形成部材２の外部に設けられた接続電極４１ｅ，４１ｆに接続されている。同様に、前記基準電極対４２の電極４２ａ，４２ｂは、流路形成部材２の内部に設けられた引き出し電極４２ｃ，４２ｄを介して、流路形成部材２の外部に設けられた接続電極４２ｅ，４２ｆに接続されている。これら引き出し電極４１ｃ，４１ｄ，４２ｃ，４２ｄ、接続電極４１ｅ，４１ｆ，４２ｅ，４２ｆは、例えば金等により形成されている。

このような流路形成部材２は、例えば図５（ａ）に示すように、流路形成部材２を上下方向に２分割した上部側の上部部材２Ａと、下部側の下部部材２Ｂを形成する。そして、これら上部部材５Ａと下部部材５Ｂの夫々に、流路２１に相当する凹部２４と、引き出し電極４１ｃ，４１ｄが設けられる位置に孔部２５を形成する。次いで、凹部２４内に金属膜を例えば蒸着により形成した後エッチングすることにより電極４１ａ，４１ｂを形成すると共に、孔部２５内に孔部材料と金属とが互いに疎水性を有することを利用して金属を埋め込み、引き出し電極４１ｃ，４１ｄを形成する。この後上部部材５Ａ及び下部部材５Ｂの外面に金属膜を例えば蒸着により形成した後エッチングすることにより、夫々接続電極４１ｅ，４１ｆを形成した後、図５（ｂ）に示すように、これら上部部材２Ａ及び下部部材２Ｂを互いに接合して、流路形成部材２を形成する。

ここで、感知センサー１２の構成に説明を戻し、水晶振動子３の一例について、その表面及び裏面を夫々示した図６（ａ），（ｂ）も参照しながら説明する。水晶振動子３は、第１の水晶振動子３Ａ及び第２の水晶振動子３Ｂにより構成されており、これら第１及び第２の水晶振動子３Ａ，３Ｂは、共通の水晶片３１を備えている。この水晶片３１は圧電片をなすものであり、例えばＡＴカットされた矩形状に形成され、その長さ方向の一端側、他端側が夫々第１の振動領域３２ａ、第２の振動領域３２ｂとして構成される。これらの振動領域３２ａ，３２ｂは互いに独立して振動し、夫々前記第１の水晶振動子３Ａ、第２の水晶振動子３Ｂを構成する。図６中には第１の振動領域３２ａ，第２の振動領域３２ｂを各々点線で囲って示している。第１の振動領域３２ａの一面側には励振電極３３ａが形成されており、第２の振動領域３２ｂの一面側には励振電極３３ｂが形成されている。これら励振電極３３ａ，３３ｂは互いの厚さを僅かに変えて形成され、第１の水晶振動子３Ａ，第２の水晶振動子３Ｂからの主モードの発振周波数を異ならせている。

励振電極３３ａ，３３ｂからは、水晶片３１の長さ方向の外側に向って引き出し電極３４ａ，３４ｂが引き出されており、これら引き出し電極３４ａ，３４ｂは、水晶片３１の側面を介して水晶片３１の裏面の周縁部へと引き回されている。水晶片３１の他面側には、その中央部に第１の振動領域３２ａ及び第２の振動領域３２ｂに跨って励振電極３５が形成されている。この励振電極３５において、振動領域３２ａ，３２ｂの境目から水晶片３１の外方へ向かって引き出されるように引き出し電極３６が形成されている。

このように形成された感知センサー１２を、発振回路ユニット１３及び演算部１４に電気的に接続することにより感知装置１が構成される。前記発振回路ユニット１３には、第１の発振回路６１及び第２の発振回路６２が設けられており、第１の発振回路６１は第１の水晶振動子３Ａを、第２の発振回路６２が第２の水晶振動子３Ｂを夫々発振させる。

前記第１の水晶振動子３Ａの励振電極３３ａは、引き出し電極３４ａを介して導電路５１により第１の発振回路６１に電気的に接続され、第１の水晶振動子３Ａの励振電極３５は、引き出し電極３６を介して導電路５２により反応電極対４１の一方の接続電極４１ｅに電気的に接続されている（図２参照）。また、反応電極対４１の他方の接続電極４１ｆは、アースに接続されると共に、導電路５３を介して第１の発振回路６１に電気的に接続されている。こうして、第１の発振回路６１から第１の水晶振動子３Ａの一方の励振電極３３ａ、他方の励振電極３５及び反応電極対４１を経て第１の発振回路６１に戻る発振ループが形成される。

さらに、前記第２の水晶振動子３Ｂの励振電極３３ｂは、引き出し電極３４ｂを介して導電路５４により第２の発振回路６２に電気的に接続され、第２の水晶振動子３Ｂの励振電極３５は、引き出し電極３６を介して導電路５５により基準電極対４２の一方の接続電極４２ｅに電気的に接続されている（図２参照）。また、基準電極対４２の他方の接続電極４２ｆは、アースに接続されると共に、導電路５６を介して第２の発振回路６２に電気的に接続されている。こうして、第２の発振回路６２から第２の水晶振動子３Ｂの一方の励振電極３３ｂ、他方の励振電極３５及び基準電極対４２を経て第２の発振回路６２に戻る発振ループが形成される。

図７は、感知センサー１２の等価回路を示している。Ｌ_１は水晶振動子３Ａ（３Ｂ）の質量に対応する直列インダクタンス、Ｃ_１は直列容量、Ｒ_１は直列抵抗、Ｃ_０は電極間容量を含む実行並列容量、Ｃ_Ｌは発振回路６１（６２）の負荷容量である。一面側の励振電極３３ａ（３３ｂ）及び他面側の励振電極３５は発振回路６１（６２）に接続されるが、他面側の励振電極３５と発振回路６１（６２）との間に、前記反応電極対４１（基準電極対４２）の間に形成される可変容量Ｃ_ｖが介在することになる。

ここで、本発明の感知装置１の測定原理について説明する。前記感知センサー１２では、反応電極対４１の吸着層４３に吸着された試料液中の感知対象物であるインフルエンザウイルス１０の量に基づいて反応電極対４１の容量が変化し、これによって第１の発振回路６１にて取得される周波数が変化するため、この周波数変化に基づいてインフルエンザウイルス１０の有無を判定している。

より具体的に説明すると、国際規格ＩＥＣ ６０１２２−１によれば、水晶発振回路の一般式は次の（１）式のように表わされる。

ＦＬ＝Ｆｒ×（１＋ｄｆ／ｆ）
ｄｆ／ｆ＝Ｃ_１／{２×（Ｃ_０＋Ｃ_Ｌ）}・・・（１）
ＦＬは、水晶振動子に負荷が加わったときの発振周波数であり、Ｆｒは水晶振動子そのものの共振周波数である。

本実施の形態では、図２及び図７に示されるように、水晶片３１の負荷容量は、Ｃ_ＬにＣ_Ｖが加わったものである。Ｃ_Ｌは固定の値であり、Ｃ_Ｖは後述するように、インフルエンザウイルス１０の吸着量によって変化する可変の値である。従って、インフルエンザウイルス１０の吸着反応前は発振周波数がＦ_Ｌであるが、反応後の発振周波数はＦ_Ｌ±ｄＦとなり、ｄＦ分変化する。このｄＦは、反応電極対４１の容量の変化に基づく変化である。

ここで、反応電極対４１の吸着層４３にインフルエンザウイルス１０が吸着されると、電極４１ａ，４１ｂ間の状態が変化し、比誘電率が変化する。この際、静電容量Ｃは次の（２）にて表わされる。

Ｃ＝Ｓ×ε／ｄ ・・・（２）
Ｓ：電極の対向する面の面積、ε：比誘電率、ｄ：電極間の距離
従って、反応前の静電容量Ｃａと、反応後の静電容量Ｃｂは、夫々次のようになり、反応前の比誘電率εａと反応後の比誘電率εｂが変化すると、その分静電容量が変化する。ここで、前記反応とは吸着層４３にインフルエンザウイルス１０が吸着される反応をいう。

Ｃａ＝Ｓ×εａ／ｄ ・・・（３）
Ｃｂ＝Ｓ×εｂ／ｄ ・・・（４）
ここで、前記（１）式において、ｄｆ＝ｄｆ／ｆとすることにより、(５)式及び(６)式を導くことができる。

ｄｆ_ａ ＝Ｃ_１／{２×（Ｃ_０＋Ｃ_ａ）}・・・（５）
ｄｆ_ｂ ＝Ｃ_１／{２×（Ｃ_０＋Ｃ_ｂ）}・・・（６）
このため、静電容量Ｃａ、Ｃｂに基づく、発振周波数の変化量ｄＦは次の（７）式により表わされる。

ｄＦ＝ｄｆ_ａ−ｄｆ_ｂ
＝Ｃ_１／２×{１／（Ｃ_０＋Ｃ_ａ）−１／（Ｃ_０＋Ｃ_ｂ）}・・・（７）
そして、（３）式、(４)式、（７）式により、次の(８)式及び（９）式が導き出される。

ｄＦ＝Ｃ_１／２×[{１／（Ｃ_０＋（Ｓ×εａ）／ｄ）}−{１／（Ｃ_０＋（Ｓ×εｂ）／ｄ）}・・・（８）
εｂ＝ｄ×{(２×Ｃ_０ ^２×ｄ×ｄＦ)＋（Ｃ_１×Ｓ×εａ）＋（
２×Ｃ_０×ｄＦ×Ｓ×εａ）}／[Ｓ×{（−Ｃ_１×ｄ）＋２×ｄＦ×（Ｃ_０×ｄ＋Ｓ×εａ）}]・・・ （９）
このように、（８）式、（９）式から、比誘電率と発振周波数とが互いに対応関係にあることが分かる。この際、反応電極対４１と基準電極対４２とを用いてインフルエンザウイルス１０の有無の判定を行う場合には、前記比誘電率εａは基準電極対４２側の比誘電率、前記比誘電率εｂは反応電極対４１側の比誘電率に夫々相当する。

続いて、発振回路ユニット１３及び演算部１４を構成する各部について、図８のブロック図を参照しながら説明する。前記演算部１４は、感知対象物の有無の評価に用いるために、発振回路の発振周波数に対応する周波数情報を検出するための周波数情報検出部に相当する。前記発振回路６１，６２の後段にはスイッチ部６３が設けられており、このスイッチ部６３によって２つの発振回路６１，６２からの周波数信号を時分割して後段に取り込み、各振動領域の発振周波数を並行して求めることができる。第１の発振回路６１からの出力をチャンネル１、第２の発振回路６２からの出力をチャンネル２とすると、例えば１秒間をｎ分割（ｎは偶数）し、各チャンネルの発振周波数を１／ｎ秒例えば１ｍＨｚ／秒の処理で順次求めることにより、１秒間に少なくとも１回以上周波数を取得しているため、実質同時に各チャンネルの周波数を取得することができる。

スイッチ部６３の後段には測定回路部６４が設けられている。測定回路部６４は、入力信号である周波数信号をディジタル処理して、各チャンネルの発振周波数を測定する。以下、チャンネル１，２の出力を夫々Ｆ１，Ｆ２で表わす。また、演算部１４は、データバス６０を備えており、データバス６０にはＣＰＵ６５、データ処理プログラム６６を格納した記憶手段、メモリ６７、表示部６８及び既述の測定回路部６４が接続されている。前記表示部６８は、判定結果等を表示する手段である。

データ処理プログラム６６は、測定回路部６４から出力される信号に基づいて発振周波数「Ｆ１」の時系列データ及び発振周波数「Ｆ２」の時系列データを取得し、メモリ６７に格納する。また、例えばこのデータ取得動作と同時に、同一の時間帯におけるチャンネル１から取得した発振周波数Ｆ１、チャンネル２から取得した発振周波数Ｆ２の各時系列データの差分「Ｆ１−Ｆ２」を夫々演算し、当該差分データの時系列データを取得してメモリ６４に格納する。さらに、例えば測定開始のある時刻ｔ１から時刻ｔ２までの「Ｆ１−Ｆ２」の値ａと、時刻ｔ２以降の「Ｆ１−Ｆ２」の値ｂとの差分値ａ−ｂを演算し、この差分値が所定の許容値に収まっていれば、試料液中にインフルエンザウイルスが無いものと判定し、超えていれば試料液中にインフルエンザウイルスがあるものと判定するプログラムも含まれている。

次に、感知装置１を用いて試料液中のインフルエンザウイルス１０の有無を判定する工程について説明する。なお、感知センサー１２に供給する液を総称して供給液と記載する。そして、その供給液において、感知対象物を含まずに水晶振動子３の周囲を液体雰囲気にするための液を参照液と記載し、感知対象物を含むか否か判定を行うために感知センサーに供給する液を試料液と記載する。この例では、参照液は生理食塩水とし、試料液は人間の鼻腔拭い液を用いる。また、図９（ａ）は測定中の周波数変化の一例として概略的に示したものであり、このグラフも適宜参照しながら説明する。グラフの縦軸はチャンネル間の周波数差「Ｆ１−Ｆ２」を、縦軸は時間を夫々表わしている。

先ず、感知装置１を起動させると、各水晶振動子３Ａ，３Ｂが発振し、夫々の周波数に対応する周波数信号Ｆ１，Ｆ２が取り出される。そして、これら周波数信号は時分割されて測定回路部６４に取り込まれ、Ａ／Ｄ変換された後、各ディジタル値が信号処理される。そして２つのチャンネルの周波数信号から、前記周波数「Ｆ１，Ｆ２]が取り出されてメモリ６７に記憶され、例えば記憶された「Ｆ１，Ｆ２]に基づいて、「Ｆ１−Ｆ２」が演算されてメモリ６７に記憶される動作が継続される。具体的な発振周波数としては、例えばＦ１が３０．８３４ＭＨｚ、Ｆ２が３０．９３４ＭＨｚである。図８（ａ）中の時刻ｔ０は、このように感知装置１を起動した後の所定の時刻である。

次いで、ユーザが感知センサーの注入部２２にスポイトにより例えば参照液（生理食塩水）を滴下する（グラフ中時刻ｔ１）。参照液は、毛細管現象により流路２１を廃液部２３に向けて流れ、ここに貯留される。こうして、流路２１に設けられた反応電極対４１及び基準電極対４２の環境雰囲気が気相から液相に変わり、これらの間の比誘電率が変化する。そして、各チャンネルの出力周波数Ｆ１,Ｆ２が低下する。

続いて、試料液を注入部２２に滴下する。試料液は、参照液と混合しながら、毛細管現象によって、流路２１を排液部２３に向けて流れていく。試料液にインフルエンザウイルス１０が含まれる場合、インフルエンザウイルス１０が抗原抗体反応により、図４に示すように吸着層４３に吸着され、これにより既述のように反応電極対４１の静電容量が変化する。そしてこの静電容量の変化に伴い、第１の水晶振動子３Ａからの搬出周波数「Ｆ１」の値が低下する。また、反応電極対４１では、試料液の温度や粘性によっても静電容量が変化し、これに伴い第１の水晶振動子３Ａでは周波数が変化する。一方、第２の水晶振動子３Ｂ側のチャンネルからは、試料液の温度や粘性に応じて変化する周波数「Ｆ２」が出力される。このような周波数変化の結果、図９（ａ）に示すように、周波数差「Ｆ１−Ｆ２」が低下する。

また、試料液がインフルエンザウイルス１０を含まない場合には、第１の水晶振動子３Ａでは前記抗原抗体反応が起こらず、チャンネル１及びチャンネル２からは試料液の温度や粘性に応じて変化する周波数「Ｆ１」，「Ｆ２」が取り出されるので、図９（ｂ）に示すように、周波数差「Ｆ１−Ｆ２」がほとんど変化しない。

そして、例えば時刻ｔ１から時刻ｔ２までの「Ｆ１−Ｆ２」の値ａと、時刻ｔ２以降の「Ｆ１−Ｆ２」の値ｂとの差分値ａ−ｂを演算し、この差分値が所定の許容値に収まっていれば、試料液中にインフルエンザウイルスが無いものと判定し、超えていれば試料液中にインフルエンザウイルスがあるものと判定して、例えば前記図９（ａ），（ｂ）に示すグラフと共に、判定結果を表示部６８に表示する。

以上において、本発明では、流路形成部材２に形成された流路２１内に、可変容量形成用の反応電極対４１を設けると共に、この電極対４１の表面に吸着層４３を形成している。そして、流路２１内において試料液を毛細管現象により通流させることにより、試料液中の感知対象物を吸着層４３に吸着させ、このときの反応電極対４１の容量の変化を、水晶振動子３Ａの発振周波数の変化として検出し、これに基づいて前記感知対象物の有無を判定している。

このように、流路２１内に試料液を毛細管現象により通流させることによって検査を行うことができるので、試料液を送液するためのポンプ等の機器や試料液の分解薬や、検出用の試薬を用いる必要がなく、感知装置１の大型化や複雑化を防いで、簡便に測定を行うことができる。

また、試料液を流路２１内に毛細管現象により通流させているので、例えば鼻腔拭い液のように粘性が高い試料液であっても通流しやすい。このため、粘性が高い試料液を分解薬等で分解せずにそのまま用いることができ、こうして形状が大きく、粘性の大きな感知対象物についても、吸着層４３に効率よく吸着させることができる。さらに、前記感知対象物の吸着層４３への吸着に基づく、反応電極対４１の容量の変化を水晶振動子３Ａの発振周波数の変化として捉えているので、感知対象物の有無を試薬の発色変化により目視により確認するイムノクロマト法に対して、精度の高い検査を行うことができる。

さらにまた、流路２１は毛細管現象を発生させることができるように微小に構成されているため、容積が非常に小さい。このため、例えば既述のように参照液にて満たされている流路２１内に試料液（鼻腔拭い液）を滴下した場合であっても、試料液が希釈される程度が小さく、感知対象物の有無を精度よく検出することができる。また、既述のように、粘性の大きな試料液をそのまま流路２１に供給することができるため、分解薬による分解処理等の前処理は不要であり、より簡便に感知対象物の検査を行うことができる。

また、本発明の構成では、流路２１の外部に水晶振動子３が設けられているので、水晶振動子３は試料液と接触しない。このため、水晶振動子３の厚さを薄くしても、試料液の応力により水晶振動子３が破壊されるおそれがないため、水晶振動子３を薄くして、例えば１５０ＭＨｚ程度まで周波数を高くすることができる。これにより水晶振動子３の感度を高めることができ、ウイルス付着時の容量変化を大きくできることから、より精度の高い検査を行うことができる。

以上において、本発明の感知センサー１２では、可変容量形成用の電極対は、流路２１内に供給された試料液を介して互いに対向するように設けられればよく、例えば図１０（ａ）に反応電極対４４（４４ａ，４４ｂ）を例にして示すように、流路２１の側面に設けるようにしてもよい。図１０（ａ）中４５（４５ａ，４５ｂ）は引き出し電極、４６（４６ａ，４６ｂ）は接続電極であり、前記引き出し電極４５（４５ａ，４５ｂ）は例えば上部部材２Ａの下面又は下部部材２Ｂの上面に金属膜を形成した後、電極形状に合わせてエッチングすることにより形成されている。

また、図１０（ｂ）に反応電極対４１を例にして示すように、反応電極対４１を構成する電極４１ａ，４１ｂと、これら電極４１ａ，４１ｂと流路形成部材２を挟んで対向するように夫々設けられた接続電極４１ｅ，４１ｆとの間の対向間隔が狭く、これら電極４１ａと接続電極４１ｅとの間、及び電極４１ｂと接続電極４１ｆとの間で容量結合が得られる場合には、必ずしも引き出し電極を設ける必要はない。

さらに、流路形成部材２に形成される流路２６は、図１１（ａ）に示すように、その上面が開口しているものであってもよい。図１１（ａ）中、４７ａ，４７ｂは接続電極を兼ねる引き出し電極である。さらにまた、図１１（ｂ）に示すように、流路２７の断面形状は矩形状に限らず円形状であってもよく、この場合には、反応電極対４１を例にして示すように、電極対４１を構成する電極４１ａ，４１ｂは例えば流路２７の曲面に沿って形成される。

また、流路形成部材２に複数の流路を形成し、一の流路に反応電極対４１を設け、他の流路に基準電極対４２を設けるようにしてもよい。この際、基準電極対４２は一つの流路に設ける一方、反応電極対４１は複数の流路に設けておき、基準電極対４２からの検出値を共通の基準検出値として用いて、当該基準検出値と、夫々の反応電極対４１からの検出値とに基づいて、感知対象物の有無を判定してもよい。

さらにまた、流路形成部材に複数の流路を形成し、夫々の流路に反応電極対と基準電極対を設けるようにしてもよい。この際、例えば図１２に示すように、流路形成部材２に２つの流路２１ａ，２１ｂを設ける場合を例にして説明すると、水晶振動子３を共通にして、夫々の流路２１ａの反応電極対４１１，４１２及び基準電極対４２１，４２２を夫々スイッチ部４８ａ，４８ｂにより切り替えて水晶振動子３に接続するようにしてもよい。なお図１２では、図示の便宜上、反応電極対４１１，４１２及び基準電極対４２１，４２２を流路形成部材２の表面に描いている。

さらに流路形成部材２では、試料液中の感知対象物の有無検査と並行して、他の検査を行うようにしてもよく。例えば流路において最も下流側に設けられた電極よりもさらに下流側にて、他の検査を行うための検査薬を当該流路内に供給するようにしてもよい。

続いて、本発明の第２の実施の形態について説明する。この例は、例えば図１３に示すように、液収容部形成部材７として、複数の液収容部をなす凹部７１が形成されたプレートを用いる構成である。当該液収容部形成部材７としては、例えばＥＬＩＳＡ法に用いられる検査プレートを利用することができる。この液収容部形成部材７は例えばポリスチレンや、石英ガラス等により角板状に形成され、例えばその大きさの一例を挙げると、長さ方向（図１３中Ｙ方向）の大きさが１２７ｍｍ、幅方向（図１３中Ｘ方向）の大きさが８５ｍｍ、厚さ（図１３中Ｚ方向）が１４ｍｍ程度である。また、凹部７１は例えば開口部の面積が１３．３ｍｍ^２程度、深さが１０．４ｍｍ程度に夫々設定されている。

前記凹部７１は、一つの試料液の検査に対して例えば２個用いられる。例えば図１４に示すように、一方の凹部７１ａには反応電極対７２、他方の凹部７１ｂには基準電極対７３が夫々設けられており、反応電極対７２の表面には、吸着層７０が形成されている。以下、反応電極対７２が設けられる凹部７１ａを第１の凹部７１ａ、基準電極対７３が設けられる凹部７１ｂを第２の凹部７１ｂとして説明を続ける。図中７４は引き出し電極であり、その一端側は液収容部形成部材７の表面に伸び出して、接続電極の役割を果たしている。

これら反応電極対７２、基準電極対７３、引き出し電極７４は、例えば金やアルミニウム等により構成され、前記反応電極対７２を構成する電極７２ａ，７２ｂの対向する面の面積は例えば１６ｍｍ^２、厚さは３００ｎｍ、電極７２ａ，７２ｂ間の距離は０．７ｍｍ程度に夫々設定されている。また、基準電極７３を構成する電極７３ａ，７３ｂについても反応電極対７２と同様に形成されている。このような反応電極対７２、基準電極対７３、引出電極７４は、例えば凹部７１ａ，７１ｂに金属膜を形成した後、各電極形状に合わせてエッチングを行うことにより形成される。

前記反応電極対７２の一方の電極７２ｂは、第１の水晶振動子３Ａの励振電極３５に接続され、当該水晶振動子３Ａの励振電極３３ａは第１の発振回路６１に接続されている。また、前記反応電極７２の他方の電極７２ｂは第１の発振回路６１に接続されている。こうして、第１の発振回路６１から、一方の励振電極３３ａ、他方の励振電極３５及び反応電極対７２を経て第１の発振回路６１に戻る発振ループが形成されている。

さらに、前記基準電極対７３の一方の電極７３ｂは、第２の水晶振動子３Ｂの励振電極３５に接続され、当該水晶振動子３Ｂの励振電極３３ｂは第２の発振回路６２に接続されている。また、前記基準電極７３の他方の電極７３ａが第２の発振回路６２に接続されている。こうして、第２の発振回路６２から、一方の励振電極３３ｂ、他方の励振電極３５及び基準電極対７３を経て第２の発振回路６２に戻る発振ループが形成されている。

このような感知装置では、第１の凹部７１ａ及び第２の凹部７１ｂに夫々例えば参照液（生理食塩水）を滴下した後、第１の凹部７１ａ及び第２の凹部７１ｂに試料液である鼻腔拭い液を夫々滴下する。試料液にインフルエンザウイルス１０が含まれる場合、既述のように反応電極対７２の容量が変化し、第１の水晶振動子３Ａ及び第２の水晶振動子３Ｂからの発振周波数の周波数差「Ｆ１−Ｆ２」が大きくなるが、インフルエンザウイルス１０を含まない場合には、前記周波数差「Ｆ１−Ｆ２」がほとんど変化しないため、既述のようにインフルエンザウイルス１０の有無を判定できる。

以上において、本発明においても、上述の第１の実施の形態と同様に、試料液中の感知対象物の検査を簡便かつ精度よく行うことができる。また、感知対象物の検査を他のＥＬＩＳＡ法による検査と同じ検査プレート上で行うことができ、便利である。

以上において、当該実施の形態では、複数個の第１の凹部７１ａに対して共通の第２の凹部７２ａを用意し、基準電極対７３からの検出値を共通の基準検出値として用いて、複数の反応電極対７２からの検出値に組み合わせて検査を行うようにしてもよい。

また、第１の凹部７１ａ及び第２の凹部７２ａ毎に第１の水晶振動子３Ａ及び第２の水晶振動子３Ｂを夫々接続すると共に、第１の水晶振動子３Ａ毎に第１の発振回路６１を、第２の水晶振動子３Ｂ毎に第２の発振回路６２を夫々接続するようにしてもよい。さらに、第１の凹部７１ａ及び第２の凹部７２ａ毎に第１の水晶振動子３Ａ及び第２の水晶振動子３Ｂを夫々接続すると共に、複数の第１の水晶振動子３Ａに共通の第１の発振回路６１と、複数の第２の水晶振動子３Ｂに共通の第２の発振回路６２とを用意し、使用する第１の凹部７１ａ、第２の凹部７１ｂに応じて、対応する第１の水晶振動子３Ａと第２の水晶振動子３Ｂを、夫々第１の発振回路６１及び第２の発振回路６２に切替え接続するようにしてもよい。

さらにまた、図１５に示すように、複数の第１の凹部７１ａに共通の第１の水晶振動子３Ａと、複数の第２の凹部７１ｂに共通の第２の水晶振動子３Ｂとを夫々用意し、使用する第１の凹部７１ａ、第２の凹部７１ｂに応じて、夫々第１の水晶振動子３Ａと第２の水晶振動子３Ｂにスイッチ部７５により切替え接続するようにしてもよい。

また、図１６に反応電極対７７を例にして示すように、反応電極対及び基準電極対を構成する電極７７ａ，７７ｂは、必ずしも凹部７１の壁面に接触して設ける必要はなく、凹部７１の壁面から離隔して設けるようにしてもよい。さらに、図１７に凹部７１の平面図を示すように、一つの凹部７１に反応電極対７２と基準電極対７３とを設けるようにしてもよい。

以上において、上述の感知装置では、流路又は凹部に参照液を供給せずに、直接試料液を供給して検査を行うようにしてもよく、この場合であっても、第１の発振回路と第２の発振回路からの発振周波数の差分を取得し、当該差分が予め設定された許容値を越えていれば感知対象物が有ると判定し、前記許容値以内であれば感知対象物が無いと判定することができる。

さらに、上述の感知装置では、必ずしも反応電極対と基準電極対を設ける必要はなく、反応電極対のみを設けるようにしてもよい。この場合には、例えば流路又は凹部に参照液を供給したときに検出される発振周波数の検出値と、流路又は凹部に試料液を供給したときに検出される発振周波数の検出値との差分を取得する。そして、この差分が予め設定された許容値を越えていれば感知対象物が有ると判定し、前記許容値以内であれば感知対象物が無いと判定する。また、この際参照液を供給せずに、直接試料液を供給して検査を行うようにしてもよく、この場合には、予め試料液中に感知対象物が含まれないときの発振周波数を基準値として把握しておき、この基準値と、流路又は凹部に試料液を供給したときに検出される発振周波数の検出値との差分を取得して、感知対象物の有無を判定する。

また、本発明の感知装置は、試料液中の感知対象物の定量に適用することができる。この場合には、演算部１４は、感知対象物の吸着量の評価に用いるために、発振回路の発振周波数に対応する周波数情報を検出するように構成される。例えば、予め吸着層に吸着された感知対象物の量と、このときの発振周波数の差分（Ｆ１−Ｆ２）との関係を把握しておき、検査時に取得される発振周波数の差分から感知対象物の量を定量するように構成する。

さらに、本発明では、周波数情報としては、周波数差に限らず、周波数の差分に対応する情報である周波数の変化率{（ｆ１−ｆ０）／ｆ０}であってもよい。また、吸着層は反応電極対を構成する一方の電極及び他方の電極の少なくとも一方に形成すればよい。さらにまた、周波数の計測は発振回路を用いる方法に限らず、ネットワークアナライザやインピーダンスアナライザを用い、伝送法や反射法によって行うようにしてもよい。

以上において、本発明の試料液としては、血液や尿等を用いることができ、例えば白血球やＣＲＰ等のたんぱく質、細胞、リケッチャ、ウイルス等の感知対象物の検査に適用することができる。

１ 感知装置
１２ 感知センサー
１３ 発振回路ユニット
１４ 演算部
２ 流路形成部材
２１ 流路
３Ａ 第１の水晶振動子
３Ｂ 第２の水晶振動子
３３ａ，３３ｂ 一方の励振電極
３５ 他方の励振電極
４１ 反応電極対
４２ 基準電極対
４１ａ，４２ａ 一方の電極
４１ｂ，４２ｂ 他方の電極
４３ 吸着層
６１ 第１の発振回路
６２ 第２の発振回路

Claims (5)

1. 試料液中の感知対象物を検出する感知装置において、
   圧電片の一面側及び他面側に夫々一方の励振電極及び他方の励振電極を設けて構成される圧電振動子と、
   前記一方の励振電極に電気的に接続された発振回路と、
   試料液を収容するための液収容部が形成された液収容部形成部材と、
   前記液収容部内に収容された試料液を介して互いに対向するように設けられた一方の電極及び他方の電極からなり、当該一方の電極が前記他方の励振電極と電気的に接続された可変容量形成用の電極対と、
   前記液収容部内の試料液と接触するように前記一方の電極及び他方の電極の少なくとも一方の表面に形成され、試料液中の感知対象物を吸着する吸着層と、
   前記感知対象物の有無あるいは吸着量の評価に用いるために、前記発振回路の発振周波数に対応する周波数情報を検出するための周波数情報検出部と、を備え、
   前記発振回路から一方の励振電極、他方の励振電極及び電極対を経て発振回路に戻る発振ループが形成され、
   前記吸着層に感知対象物が吸着されることにより、前記電極対同士の間の容量が変化することを特徴とする感知装置。
2. 前記圧電振動子及び電極対からなる組として第１の組及び第２の組を設け、
   前記吸着層は、第１の組及び第２の組の一方の電極対にのみ設けられ、
   前記周波数情報検出部は、前記第１の組に対応する発振周波数及び第２の組に対応する発振周波数の差分に応じた信号を求めるものであることを特徴とする請求項１記載の感知装置。
3. 前記液収容部は、毛細管現象により試料液が通流する流路であることを特徴とする請求項１又は２記載の感知装置。
4. 前記液収容部は、液収容部形成部材に設けられた凹部であることを特徴とする請求項１又は２記載の感知装置。
5. 圧電片の一面側及び他面側に夫々一方の励振電極及び他方の励振電極を設けて構成される圧電振動子を用いて、試料液中の感知対象物を検出する感知方法において、
   液収容部形成部材に設けられた液収容部に試料液を収容する工程と、
   この液収容部内に設けられた可変容量形成用の電極対に吸着層を介して感知対象物を吸着させる工程と、
   一方の励振電極、他方の励振電極及び電極対を含む発振ループにより、前記感知対象物の有無あるいは吸着量の評価に用いるために、圧電振動子からの発振周波数に対応する周波数情報を検出する工程と、を含み、
   前記吸着層に感知対象物が吸着されることにより、前記電極対同士の間の容量が変化することを特徴とする感知方法。

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