JP4611959B2

JP4611959B2 - 感知方法

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Publication number: JP4611959B2
Application number: JP2006289273A
Authority: JP
Inventors: 俊一若松; 光明小山; 啓行茎田
Original assignee: Nihon Dempa Kogyo Co Ltd
Current assignee: Nihon Dempa Kogyo Co Ltd
Priority date: 2006-10-24
Filing date: 2006-10-24
Publication date: 2011-01-12
Anticipated expiration: 2026-10-24
Also published as: JP2008107167A; EP2103921A1; WO2008050891A1; CN101529223A; US20100021346A1

Description

本発明は、感知対象物を吸着するための吸着層がその表面に形成され、感知対象物の吸着により固有振動数が変わる圧電振動子例えば水晶振動子を用い、この圧電振動子の固有振動数に基づいて感知対象物を感知するための感知装置に関する。

微量な物質を感知する手法として水晶振動子を用いた感知装置が知られている。この感知装置は、水晶振動子の表面に感知対象物を吸着するための吸着層を形成して水晶センサを構成し、感知対象物が水晶振動子、詳しくは吸着層に付着するとその固有振動数がその付着量に応じて変化することを利用して感知対象物の有無あるいはその濃度を測定するものであり、その応用範囲が広く、装置としても簡易な構成である上、感度が高いことから極微量な物質でも測定できるといった利点がある。

図１２は、バイオ関連の感知装置の原理を示す図である。この感知装置においては、水晶片１０１の表面に形成された膜状の励振電極１０２の上に、抗原を抗原抗体反応により捕捉する抗体１０３を吸着層として形成し、抗体１０３が抗原１０４を捕捉すると、水晶振動子１００の固有振動数が変化し、これにより図１３に示すように発振回路１０５の発振周波数が変化する。従って周波数検出部１０６によりこの周波数を記録することで、周波数の変化分が分かり、この変化分に基づいて試料液中の抗原１０４の濃度が分かる。

特許文献１には、ランジュバン型の水晶振動子を備えた水晶センサが発振回路を含む測定器本体に着脱自在に装着され、水晶センサの液体注入口から試料液を注入し、測定器本体側にて水晶振動子の発振周波数、即ち発振回路からの出力周波数を測定し、その測定結果に基づいて試料液中の例えば感知対象物の濃度を測定することが記載されている。

しかし抗原１０４が抗体１０３に捕捉されること以外にも水晶振動子１００の発振周波数は、空調機、人の出入り、天候などの要因による温度変化により変化する場合があり、また車両の通行、人が室内を歩くときの振動など、測定中に水晶振動子に振動が加わることによっても周波数が変化することがある。更にまた血液や血清などの粘性の高い試料液においては測定中にその粘度が変化することがあり、その場合には粘度の変化により周波数が変化してしまう。

測定器側の測定分解能が高くなると、こうしたノイズが測定結果に載ってしまい、精度の高い測定ができなくなる。測定精度が低下する結果、例えば河川に毒性物質が許容濃度を越えて含まれているにもかかわらず「許容濃度以下」と判定されたり、あるいは血液中に癌マーカが存在しないのにもかかわらず「存在する」と判定されたりする場合などが考えられ、その誤認は重大である。

一方、特許文献２には、感知対象物を吸着する能力のある吸着層を備えた第１の水晶振動子と、感知対象物を吸着する能力のないダミー層を備えた第２の水晶振動子と、を用い、夫々に接続された第１の発振回路及び第２の発振回路の発振出力をヘテロダイン検波器により混合し、これら発振出力の周波数差に相当する周波数信号をカウンタに導き、周波数をカウントする手法が記載されている。しかしながらこの手法は、ヘテロダイン検波器から取り出された周波数信号には、２つの周波数のノイズが重畳されており、分解能の高い測定器を用いて微量な感知対象物を測定するには不向きであり、実際の装置に対しては採用し難い手法である。

特開２００６−１８４２６０特開２００６−０３３１９５

本発明は、上述の問題を解決するためになされたものであり、血液または血清中の感知対象物を吸着するための吸着層がその表面に形成され、感知対象物の吸着により固有振動数が変わる感知用の圧電振動子が設けられた感知センサを備えた感知装置において、感知対象物の吸着以外の要因による圧電振動子の周波数の変動による測定精度の低下を抑え、感知対象物の感知を精度高く行うことができる技術を提供することである。

本発明は、圧電振動子の固有振動数の変化に基づいて血液または血清中の感知対象物を感知する感知方法において、
感知対象物を吸着するための吸着層がその表面に形成され、感知対象物の吸着により固有振動数が変わる感知用の圧電振動子を含む複数の感知センサと、
前記複数の感知センサに夫々対応して設けられ、圧電振動子を発振させるための複数の感知用の発振回路と、
感知対象物が吸着されない参照用の圧電振動子を含む基準センサと、
前記参照用の圧電振動子を発振させるための参照用の発振回路と、
前記複数の感知用の発振回路及び前記参照用の発振回路に対して共通に設けられ、各発振回路の発振出力の周波数を測定するための測定部と、
前記複数の感知用の発振回路及び参照用の発振回路を順次前記測定部に切り替え接続して、各発振回路からの発振出力を前記測定部に時分割して取り込むためのスイッチ部と、
前記測定部にて得られた各発振回路の発振出力の周波数に基づいて、各感知センサにおける周波数と基準センサにおける周波数との差分の時系列データを作成するデータ作成手段と、を備え、
前記感知センサ及び基準センサは、液体が注入されて圧電振動子に接触するように構成される液体収容部を備え、
前記感知対象物は抗原であり、前記吸着層はこの抗原と抗原抗体反応を起こす抗体であり、前記基準センサに用いられる参照用の圧電振動子は、前記抗原抗体反応を起こさないたんぱく質が電極の表面に形成されている感知装置を用い、
複数の感知センサの液体収容部に夫々互いに異なる人体から採取した血液または血清を供給する工程と、
前記基準センサの液体収容部に、採取したいずれかの血液または血清を供給する工程と、を含むことを特徴とする。

例えば前記感知対象物は抗原であり、前記吸着層はこの抗原と抗原抗体反応を起こす抗体であり、前記基準センサに用いられる参照用の圧電振動子は、前記抗原抗体反応を起こさない抗体が表面に形成されているか、あるいは例えば前記参照用の圧電振動子は、励振電極の表面が剥き出しの状態である。

また前記測定部は、例えば各発振回路の発振出力をディジタル化してその周波数を測定するものであり、感知センサ及び基準センサは、液体が注入されて圧電振動子に接触するように構成された液体収容部を備えていてもよい。

本発明によれば、感知対象物の吸着により固有振動数が変わる感知用の圧電振動子が設けられた感知センサと、感知対象物が吸着されない参照用の圧電振動子が設けられた基準センサと、が設けられ、これらのセンサにより発振される出力の周波数の差分の時系列データが作成される。従って感知センサの周波数が、例えば測定雰囲気の温度変化や測定時の振動などの感知対象物の吸着以外の要因により変化することがあっても、その変化が打ち消されるため、高い精度で感知対象物を感知することができる。

以下に本発明に係る感知装置をバイオ用の感知装置として適用した実施の形態について説明する。先ず感知装置の全体構造について簡単に説明しておく。この感知装置は図１に示すように、複数例えば８個の水晶センサ１と、これら水晶センサ１が着脱自在に装着される発振回路ユニット３１と、発振回路ユニット３１に接続される測定器本体４とを備えている。

水晶センサ１は、図１及び図２に示すように配線基板例えばプリント基板２１を備えており、このプリント基板２１は、開口部２３ａが形成されている前記プリント基板２１の表面側にはゴムシート２２が重ねられ、このゴムシート２２には、凹部２３が設けられている。ゴムシート２２の下面側において、この凹部２３に対応する部位は突出しており、その突出部位は前記開口部２３ａに嵌合している。そして前記凹部２３を塞ぐように圧電振動子である水晶振動子２４が設けられている。即ち、水晶振動子２４の一面側(下面側)は前記開口部２３ａ側に向いていることになり、水晶振動子２４の下面側は前記凹部２３により気密空間とされ、これによってランジュバン型の水晶センサが構成される。

更にゴムシート２２上から上蓋ケース２５が装着されている。上蓋ケース２５には、被測定流体である試料液を注入するための注入口２５ａと試料液の観察口２５ｂとが形成され、注入口２５ａから試料液が注入され、水晶振動子２４の上面側の空間に試料溶液が満たされることになる(水晶片が試料液に浸漬されることになる。)

なお、水晶センサ１の構造としては水晶振動子２４を、前記開口部２３ａを塞ぐようにプリント基板２１の表面に載置するように設け、水晶振動子２４の周縁部をゴムシート２２により押さえつける構造であってもよい。

水晶振動子２４は、図３に示すように例えば円形の水晶片２０の両面に夫々例えば金からなる電極２４ａ、２４ｂ(裏面側の電極２４ｂは表面側の周縁部に連続形成されている)が設けられ、これら電極２４ａ、２４ｂは導電性接着剤２６を介して基板２１に設けられている一対の導電路であるプリント配線２７ａ，２７ｂに夫々電気的に接続されている。図中２は端子部であり、これについては後述する。この水晶振動子２４は、基準センサであるか感知センサであるかによって電極２４ａ上の構造が異なるが、この点については後述する。

図４は、前記濃度測定装置のブロック図である。このブロック図において発振回路ユニット３１に装着される８個の水晶センサ１は便宜上Ｆ０〜Ｆ７の番号を付して示している。水晶センサＦ０は、試料液が注入された際に感知対象物が水晶振動子２４に吸着されない基準センサとして構成され、感知対象物の吸着以外の因子による周波数の変化例えば測定雰囲気の温度変化や測定時の振動などによる周波数の変化を検知するために用いられる。

水晶センサＦ１〜Ｆ７は、試料液中の感知対象物を電極２４ａの表面に吸着させることによって周波数の変化を検知する感知センサとして用いられる。図５（ａ）は、水晶センサＦ０の水晶振動子２４の表面構成の一例である。図中５１は感知対象物であり、図中５２は、感知対象物５１と反応しない抗体（タンパク質）からなるブロック層である。このブロック層５２は電極２４ａ表面を被覆し、当該電極２４ａの表面への感知対象物５１の吸着を防ぐことで水晶振動子２４の固有振動数が変化することを防ぐ。

水晶センサＦ０に感知対象物５１が吸着しないようにするためには試料液の種類によっては金電極２４ａが剥き出しの状態（電極２４ａのそのままの状態）であってもよいが、この例では血液あるいは血清中の抗原を感知対象物５１としているため、血液中の成分が金電極２４ａに吸着されてしまう。そこで血液中の成分が金電極２４ａに吸着されないようにするために、電極２４ａの表面にある種のタンパク質を付着させている。

図５（ｂ）は水晶センサＦ１〜Ｆ７の水晶振動子２４の表面構造を示している。これらの励振電極２４ａ表面には感知対象物５１を抗原として、それと選択的に反応して結合する抗体からなる吸着層５３が設けられ、これらが抗原抗体反応を起こすことによって水晶振動子２４の固有振動数が変化する。なお水晶片２０に励振電極２４ａを設けた状態においては、水晶センサＦ０の水晶振動子２４と水晶センサＦ１の水晶振動子２４とは、同等の周波数温度特性を備えている。

図４に戻って、発振回路ユニット３１について説明する。発振回路ユニット３１は、水晶センサＦ０〜Ｆ７を夫々発振させるための発振回路３２を備えており、図１に示すその差込口に水晶センサＦ０〜Ｆ７が差し込まれることにより、差込口に設けられた端子部２０と水晶センサＦ０〜Ｆ７のプリント配線２７ａ，２７ｂが電気的に接続され、水晶センサＦ０〜Ｆ７が各発振回路３２と電気的に接続され、各水晶振動子２が発振する。そして各水晶センサＦ０〜Ｆ７の周波数信号が、測定器本体４へと出力される。

続いて測定器本体４について説明する。測定器本体４は、測定回路部４２を備えており、この測定回路部４２は、この例では入力信号である周波数信号をディジタル処理して周波数を測定している。測定回路部４２の具体的回路構成の一例は、この発明の理解を容易にするために後述することにするが、発振回路３２からの周波数信号をアナログ／ディジタル変換（Ａ／Ｄ変換）し、そのディジタル信号に対してある信号処理を行うことにより周波数を検出するようにしている。また測定回路部４２の前段には、各水晶センサＦ０〜Ｆ７に対応する発振回路３２からの出力信号を順次当該測定回路部４２に取り込むための、スイッチ部４１が設けられている。即ちスイッチ部４１は、８つの水晶センサＦ０〜Ｆ７からの周波数信号（８つの発振回路３２からの周波数）を時分割して取り込み、これにより測定回路部４２にて、８つの水晶センサＦ０〜Ｆ７の周波数を並行して求めることができるようになっている。例えば後述のように１秒間を８つに分割し、各チャンネルの周波数を１／８秒の処理で順次求めていくため、厳密には完全に同時に測定しているわけではないが、１秒の間で周波数を取得しているため、実質同時に各水晶センサＦ０〜Ｆ７の周波数を取得しているといえる。

図４に戻って、測定器本体４はデータバス４３を備えており、データバス４３にはＣＰＵ４４、データ処理プログラム４５、第１メモリ４６、第２メモリ４７及び既述の測定回路部４２が接続されている。また図１には示していないが、測定器本体４は、パーソナルコンピュータなどに接続され、データバス４２にはモニタなどの表示部４８やキーボードなどの入力手段４９が接続されている。

データ処理プログラム４５はデータ作成手段であり、後述する各ステップを実施し、測定回路部４２から出力される信号に基づいて水晶センサＦ０〜Ｆ７の発振周波数についての時系列データを取得すると共に同一の時間帯における水晶センサＦ０の時系列データと水晶センサＦ１〜Ｆ７の各時系列データとの差分を夫々演算し、その差分についての時系列データを取得し、またユーザーの選択に応じてそのデータを表示部４８に表示することができるように構成されている。

次にこのように構成された感知装置の作用を説明するが、本発明の感知装置の特徴の一つは基準センサと感知センサとを用いることにあり、その使い方としては種々のパターンがある。例えば７個の感知センサである水晶センサＦ１〜Ｆ７のすべてに同じ試料液を入れ、各水晶センサＦ１〜Ｆ７の周波数と基準センサである水晶センサＦ０の周波数との差を求める使い方、あるいは７個の水晶センサＦ１〜Ｆ７に互いに異なる試料液を入れ、同様にして周波数差を求める使い方などがある。前者の場合には、得られた７つの周波数差のデータを比較して、例えばこれら周波数差の平均値を周波数差データとして取り扱うことになり、後者の場合には７種類の試料液についての周波数差データが一括して求まることになる。更にはまた水晶センサＦ１〜Ｆ７の一つと水晶センサＦ０とを用いこれらに同じ試料液を入れ、残りのチャンネルは用いないという使い方もある。このような使用方法の選択はユーザー側のニーズや試料液の種類、測定の目的などによって適宜選択されることになる。

ここでは血液あるいは血清中のある種の抗原の濃度を求める手法の一例について図６及び図７を参照しながら述べる。先ず水晶センサＦ０及び水晶センサＦ１〜Ｆ７を発振回路ユニット３１の差込み口に差し込む。これにより各チャンネルの発振回路３２が発振する。そして各発振出力がスイッチ部４１により順次、測定回路部４２に取り込まれ、測定回路部４２にてＡ／Ｄ変換され、各ディジタル値が信号処理されて８チャンネルの周波数信号の各周波数が略同時に（例えば１／８秒ずつずれて）求められ、第１メモリ４６に記憶される。

次いで水晶センサＦ０及び水晶センサＦ１〜Ｆ７に希釈液である例えば食塩水を注入する（ステップＳ１）。これにより水晶振動子２４の環境雰囲気が気相から液相に変わり、各チャンネルの周波数が低くなる。一方互いに異なる人体から採取した血清を例えば１００倍に希釈液例えば食塩水で希釈しておき、こうして得られた７つの試料液を用意しておく。そしてこれら７つの試料液を夫々水晶センサＦ１〜Ｆ７に注入すると共に、そのうちの一つの試料液を水晶センサＦ０にも注入する（ステップＳ２）。こうして各チャンネルについて（水晶センサＦ０〜Ｆ７について）、発振出力の周波数の時系列データが第１メモリ４６に記憶されると共に、水晶センサＦ０の周波数と水晶センサＦ１〜Ｆ７の各周波数との差分が演算され、これら差分の時系列データが第２メモリ４７に記憶される（ステップＳ３）。差分の周波数は、水晶センサＦ０〜Ｆ７間での周波数を順次取り込むタイミングの中で求めるようにしてもよく、例えば水晶センサＦ０の周波数（ｆ０）を取り込み、次いで水晶センサＦ１の周波数（ｆ１）を取り込んだ後、ｆ０からｆ１を差し引いて、その差分を第２メモリ４７に書き込み、続いて水晶センサＦ２の周波数（ｆ２）を取り込んだ後、ｆ０からｆ２を差し引いてその差分を第２メモリ４７に書き込むといった手法でもよいし、各チャンネルの周波数の時系列データを取得した後、これらデータの時間軸を合わせて、前記差分の時系列よりデータを作成してもよい。

続いて、例えばユーザーが入力手段４９により、水晶センサＦ１〜Ｆ７の中から水晶センサＦ０との差分データを表示したいものについて選択すると（ステップＳ４）、第２メモリ４７の時系列データの中から、選択された差分データを表示部４８にグラフ化して表示する（ステップＳ５）。例えば水晶センサＦ１が選択された場合、図７（ｃ）に示すように、感知センサである水晶センサＦ１と基準センサである水晶センサＦ０との差分データのグラフが表示部４８に表示される。この図７（ｃ）の差分データの取得経緯に関して述べると、図７（ａ）、（ｂ）に示すように先ず水晶センサＦ０，Ｆ１の周波数は、時刻ｔ１にて希釈液を注入することで低くなる。なお先の説明では水晶センサＦ０，Ｆ１への希釈液の注入のタイミングは同時ではないが、希釈液を注入後、周波数が安定した後、水晶センサＦ１に対して試料液を注入していることから、希釈液及び試料液のいずれについても便宜上同時に注入しているものとして記載した。そして時刻ｔ２に水晶センサＦ０、Ｆ１に対して試料液を注入すると、水晶センサＦ０については試料液中の抗原は水晶振動子２４に吸着（捕捉）されないが、水晶振動子Ｆ１については抗原が吸着される。従って水晶センサＦ０の周波数は試料液を注入したことに起因して変化しないが、水晶センサＦ０の周波数から水晶センサＦ１の周波数を差し引いた差分周波数は図７（ｃ）に示すように時刻ｔ２にて低下することとなる。

こうした一連の操作の過程で環境温度が変化したり、振動が加わったりあるいは試料液（血清）の粘度が変化しても、その変化に起因する周波数の変動は水晶センサＦ０，Ｆ１の両方に発生するため、前記差分周波数における周波数の低下は、抗原が水晶振動子２４に吸着されたことだけに起因するものである。なお図７（ｃ）において、差分周波数の安定時は縦軸の「０」の位置になっているが、これは希釈液のみが入っているときの水晶センサＦ０，Ｆ１の差分を加算してオフセットをキャンセルしたことに基づくものであり、オフセットをキャンセルさせずに表示させても測定になんら影響を及ぼすものではない。

ユーザーはこのように表示された差分データと、予め求められた濃度と周波数変化分とを表す検量線と、を用いて水晶センサＦ１〜Ｆ７に注入された試料液に含まれる目的とする抗原の濃度を測定することができる。

この実施形態によれば、目的とする抗原が吸着されない基準センサである水晶センサＦ０と、前記抗原の吸着により固有振動数が変化する水晶振動子２４を備えた水晶センサＦ１〜Ｆ７と、が設けられ、これら水晶センサＦ０と水晶センサＦ１〜Ｆ７との間の発振周波数の差分の時系列データを求めているため、測定雰囲気の温度変化や測定中の振動などの水晶センサＦ１〜Ｆ７の抗原の吸着以外の要因により起こる周波数変化が打ち消される、この結果、精度の高い抗原の感知やその濃度の測定を行うことができる。

以上において、水晶センサＦ０は、感知対象物を含まない参照用の液体を注入してもよく、この場合には水晶振動子２４としては既述のようにブロック層５２を形成せずに金電極２４ａが剥き出しのままであってもよいし、あるいは水晶センサＦ１〜Ｆ７と同様に抗体が形成されたものを用いてもよい。

参照用の液体としては試料液の希釈液や純水などを用いることができる。この場合には水晶振動子２４の表面状態がどうであれ、抗原抗体反応が起こらないので、既述の実施形態と略同様の作用効果が得られる。しかしながら試料液の粘度が測定中に変化する場合、例えば血液の検査などについては、先の実施形態の手法の方が好ましい。例えば河川の水質検査のように粘度の時間的変化が実質起こらない場合にはこうした水晶センサを基準センサとして用いることができる。なお上述の例では血清を希釈したものを試料液としているが、血液を希釈したものを用いてもよい。

また本発明は感知対象物の濃度と水晶振動子２４の周波数変化との関係を示す検量線を作成するときに用いてもよい。更にまた本発明の感知装置は液体中の感知対象物に限らず、気体中の感知対象物を感知するものであってもよい。そしてまた感知対象物の感知は濃度を知る目的に限らず、その有無を調べる目的であってもよい。

ここで水晶センサＦ０〜Ｆ７の周波数信号の周波数をディジタル的に測定するための測定回路部として好ましい構成について図８に具体例を挙げておく。６１は基準クロック発生部であり、前記スイッチ部４１からの周波数信号をサンプリングするために周波数の安定性が極めて高い周波数信号であるクロック信号を出力する。６２はＡ／Ｄ（アナログ／ディジタル）変換器であり、前記周波数信号を基準クロック発生部６１からのクロック信号によりサンプリングしてそのサンプリング値をディジタル信号として出力する。前記周波数信号の周波数をｆｃとサンプリング周波数（クロック信号の周波数）ｆｓとについては、例えばｆｃを１１ＭＨz、ｆｓを１２ＭＨｚに設定することができる。この場合、Ａ／Ｄ変換器６２からのディジタル信号である出力信号で特定される周波数信号の基本波は１ＭＨｚの正弦波となる。

Ａ／Ｄ変換器６２の後段には、キャリアリムーブ６３及びローパスフィルタ６４がこの順に設けられている。キャリアリムーブ６３及びローパスフィルタ６４は、Ａ／Ｄ変換器６２からのディジタル信号により特定される例えば１ＭＨｚの正弦波信号の周波数と、直交検波に用いられる正弦波信号の周波数との差の周波数で回転する回転ベクトルを取り出すために用いられている。

回転ベクトルを取り出す作用をわかりやすく説明するために、Ａ／Ｄ変換器６２からのディジタル信号により特定される正弦波信号をＡcos（ω0ｔ＋θ）とする。一方、キャリアリムーブ６３は、図９に示すように前記正弦波信号に対してcos（ω0ｔ）を掛け算する掛け算部６３ａと前記正弦波信号に対して−sin（ω0ｔ）を掛け算する掛け算部６３ｂとを備えている。即ちこのような演算をすることにより直交検波される。掛け算部６３ａの出力及び掛け算部６３ｂの出力は夫々（２）式及び（３）式により表される。

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）

従って掛け算部６３ａの出力及び掛け算部６３ｂの出力を夫々ローパスフィルタ６４ａ及び６４ｂを通すことにより、２ω0ｔの周波数信号は除去されるので、結局ローパスフィルタ６４からは１／２・Ａcosθと１／２・Ａsinθとが取り出される。

そしてＡcos（ω0ｔ＋θ）で表される正弦波信号の周波数が変化すると、Ａcos（ω0ｔ＋θ）はＡcos（ω0ｔ＋θ＋ω1ｔ）となる。ただしω1はω0よりも十分小さいものとする。従って１／２・Ａcosθは１／２・Ａcos（θ＋ω1ｔ）となり、１／２・Ａsinθは１／２・Ａsin（θ＋ω1ｔ）となる。即ち、ローパスフィルタ８４から得られた出力は、正弦波信号［Ａcos（ω0ｔ＋θ）］の周波数の変化分ω1／２πに対応する信号である。つまりこれらの値は、Ａ／Ｄ変換器６２からのディジタル信号により特定される正弦波信号の周波数と直交検波に用いた正弦波信号の周波数ω0／２πとの差の周波数で回転する回転するベクトルを複素表示したときの実数部分（Ｉ）及び虚数部分（Ｑ）である。

図１０はこの回転ベクトルを表した図であり、この回転ベクトルは角速度がω1である。従って予め回転ベクトルが停止しているときのＡ／Ｄ変換器６２の入力周波数を求めておけば、測定時に回転ベクトルの角速度ω1を求められることにより、発振回路３２の周波数が分かる。ローパスフィルタ６４の後段に設けられた周波数演算部６５は、前記回転ベクトルの角速度ω1を求め、その値に基づいて発振回路３２の発振周波数を演算する部分である。なお回転ベクトルを用いた測定回路部について詳しくは特開２００６−２５８７８７に記載されている。

そしてＡ／Ｄ変換器６２には、１／８秒ずつ順次ずれて各水晶センサＦ０〜Ｆ７の周波数信号が取り込まれ、従って周波数演算部６５では例えば水晶センサＦ０に対応する回転ベクトルを１／８秒間監視して、具体的には演算クロックのタイミングごとに回転ベクトルの変化を捉えて１／８秒間という時間帯の周波数として評価してもよい。同様にして周波数演算部６５は次の１／８秒間において次の水晶センサＦ１の周波数を求め、こうして１秒間に８チャンネル分の周波数を求める。なおキャリアリムーブ６３から周波数演算部６５に至るまでの回路部を８チャンネル分用意して、各回路部で夫々各チャンネルの周波数を求めるようにしてもよい。

ここで感知センサにおける水晶振動子が試料液に接触して抗原抗体反応が終了したときの周波数をＦ_２Ｌａａとし、基準センサにおける水晶振動子が試料液に接触してその周波数が安定したときの周波数をＦ_１Ｌとすると、両者の周波数差は次の式で表される。

ただしＦｒ_２，Ｆｒ_１は夫々感知センサ側の水晶振動子の直列共振周波数及び基準センサ側の水晶振動子の直列共振周波数であり、ｄＦｒ_２，ｄＦｒ_１は夫々感知センサ側の水晶振動子の周波数が液体の粘度により低下する分及び基準センサ側の水晶振動子の周波数が液体の粘度により低下する分であり、（ｄｆ／ｆ）_２Ｌ、（ｄｆ／ｆ）_１Ｌは夫々感知センサ側の水晶振動子の温度特性による周波数の変化分及び基準センサ側の水晶振動子の温度特性による周波数の変化分である。また
ｄＦｒ_２Ｘは感知センサ側の水晶振動子が抗原を捕捉したことによる周波数の変化分である。なお（ｄｆ／ｆ）_２Ｌ及び（ｄｆ／ｆ）_１Ｌは、Ｔを温度とすると夫々次のように表される（下記（１）式及び（２）式）。

（ｄｆ／ｆ）_２Ｌ＝ａ_２Ｌ・Ｔ^３＋ｂ_２Ｌ＋Ｔ^２＋ｃ_２Ｌ＋Ｔ＋ｄ_２Ｌ …（１）
（ｄｆ／ｆ）_１Ｌ＝ａ_１Ｌ・Ｔ^３＋ｂ_１Ｌ＋Ｔ^２＋ｃ_１Ｌ＋Ｔ＋ｄ_１Ｌ …（２）

両水晶振動子の直列共振周波数の差を５９０Ｈｚとし、抗原抗体反応が起こったことによる周波数の低下分（ｄＦｒ_２Ｘ）を３．２９ｋＨｚとしてシミュレーションをすると、両水晶振動子の周波数差（ｄＦｒ_１２Ｌ）の周波数温度特性は図１１に示すようになり、２０℃〜４０℃の範囲で周波数の変動分は約０．２ｐｐｍときわめて小さいことが確認されている。

本発明の実施の形態に係る感知装置の全体構成図である。前記感知装置を構成する水晶センサの縦断側面図である。前記水晶センサを構成する水晶振動子の説明図である。前記感知装置の構成を示すブロック図である。前記水晶振動子の表面の構成を示した説明図である。前記感知装置により測定を行う手順を示すフローチャートである。前記感知装置により得られた時系列データのグラフ図である。前記感知装置に含まれる測定回路部のブロック図である。前記測定回路部に含まれるキャリアリムーブのブロック図である。図９に示すブロック図により取り出された回転ベクトルを示す説明図である。周波数温度特性を示すグラフ図である。従来の感知装置の原理を示す説明図である。前記感知装置によって検出される周波数の刑事変化を示すグラフである。

符号の説明

１水晶センサ
２４水晶振動子
３１発振回路
４１スイッチ
４２測定回路部

Claims

圧電振動子の固有振動数の変化に基づいて血液または血清中の感知対象物を感知する感知方法において、
感知対象物を吸着するための吸着層がその表面に形成され、感知対象物の吸着により固有振動数が変わる感知用の圧電振動子を含む複数の感知センサと、
前記複数の感知センサに夫々対応して設けられ、圧電振動子を発振させるための複数の感知用の発振回路と、
感知対象物が吸着されない参照用の圧電振動子を含む基準センサと、
前記参照用の圧電振動子を発振させるための参照用の発振回路と、
前記複数の感知用の発振回路及び前記参照用の発振回路に対して共通に設けられ、各発振回路の発振出力の周波数を測定するための測定部と、
前記複数の感知用の発振回路及び参照用の発振回路を順次前記測定部に切り替え接続して、各発振回路からの発振出力を前記測定部に時分割して取り込むためのスイッチ部と、
前記測定部にて得られた各発振回路の発振出力の周波数に基づいて、各感知センサにおける周波数と基準センサにおける周波数との差分の時系列データを作成するデータ作成手段と、を備え、
前記感知センサ及び基準センサは、液体が注入されて圧電振動子に接触するように構成される液体収容部を備え、
前記感知対象物は抗原であり、前記吸着層はこの抗原と抗原抗体反応を起こす抗体であり、前記基準センサに用いられる参照用の圧電振動子は、前記抗原抗体反応を起こさないたんぱく質が電極の表面に形成されている感知装置を用い、
複数の感知センサの液体収容部に夫々互いに異なる人体から採取した血液または血清を供給する工程と、
前記基準センサの液体収容部に、採取したいずれかの血液または血清を供給する工程と、を含むことを特徴とする感知方法。
前記血液または血清は希釈液により希釈されて使用されることを特徴とする請求項１記載の感知方法。