JP4685962B2 - Piezoelectric sensor and sensing device - Google Patents
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Description
本発明は、圧電片の一面側に形成された電極の表面に抗体からなる吸着層が設けられ、抗原抗体反応により前記抗体に吸着された抗原を圧電片の振動数の変化に応じて検出するための圧電センサ及びこの圧電センサを用いた感知装置に関する。 In the present invention, an adsorption layer made of an antibody is provided on the surface of an electrode formed on one side of a piezoelectric piece, and an antigen adsorbed on the antibody by an antigen-antibody reaction is detected according to a change in the frequency of the piezoelectric piece. The present invention relates to a piezoelectric sensor and a sensing device using the piezoelectric sensor.
試料液中における微量物質、例えばマウスIGgなどの環境汚染物質あるいはC型肝炎ウイルスやC−反応性タンパク(CPR)などの疾病マーカーの有無を感知したり、これら物質の測定を行うために、水晶振動子を含んだ水晶センサと、この水晶センサに電気的に接続され、当該水晶振動子を発振させるための発振回路などを含んだ測定器とを利用した測定法が広く知られている(例えば特許文献1)。 In order to detect trace substances in the sample liquid, for example, environmental pollutants such as mouse IGg or disease markers such as hepatitis C virus and C-reactive protein (CPR), and to measure these substances, crystals A measurement method using a crystal sensor including a vibrator and a measuring instrument that is electrically connected to the crystal sensor and includes an oscillation circuit for oscillating the crystal vibrator is widely known (for example, Patent Document 1).
具体的に説明すると、前記測定方法は、例えば板状の水晶片とその水晶片の一面側および他面側に各々前記水晶片を挟むように設けられた一対の箔状の励振用の電極とを備えた、ランジュバン型と呼ばれる水晶振動子を含む水晶センサについて、一面側の電極が測定雰囲気(試料液)に接触すると共に、他面側の電極が気密空間に臨むように構成し、一面側の電極の表面に抗原を抗原抗体反応により捕捉する抗体を吸着層として形成し、この吸着層に抗原が捕捉され、その吸着量に応じて水晶振動子の固有振動数が変動する性質を利用するものである。そして抗原が吸着層に吸着する前の水晶振動子の固有振動数と抗原が吸着層に吸着した後の水晶振動子の固有振動数との差、即ち変化量を求め、この変化量に応じて測定対象物の有無あるいは濃度を検出している。 Specifically, the measurement method includes, for example, a plate-shaped crystal piece and a pair of foil-like excitation electrodes provided so as to sandwich the crystal piece on one side and the other side of the crystal piece, A crystal sensor including a crystal resonator called a Langevin type with an electrode is configured so that the electrode on one side contacts the measurement atmosphere (sample liquid) and the electrode on the other side faces the airtight space. An antibody that captures an antigen by an antigen-antibody reaction is formed as an adsorption layer on the surface of the electrode, and the antigen is captured in this adsorption layer, and the characteristic that the natural frequency of the quartz crystal varies according to the amount of adsorption is utilized. Is. Then, the difference between the natural frequency of the crystal unit before the antigen is adsorbed on the adsorption layer and the natural frequency of the crystal unit after the antigen is adsorbed on the adsorption layer, that is, the amount of change is obtained. The presence or concentration of the measurement object is detected.
図10は、前記水晶センサに設けられた水晶振動子の周辺の構成の一例を示したものである。図10中の11は配線基板であり、この配線基板11上に水晶振動子10が載置されている。この水晶振動子10は、板状の水晶片12の一面側及び他面側に、励振用の電極13が設けられており、前記電極13が導電性フィラー及びバインダーからなる導電性接着剤14を介して配線基板11側に設けられた電極11aに電気的に接続されている。
FIG. 10 shows an example of the configuration around the crystal resonator provided in the crystal sensor. In FIG. 10,
図10中の15は配線基板11を厚さ方向に穿孔された貫通孔であり、図10中の15aは基板11の裏面側から貫通孔15を塞ぐ封止部材である。これら封止部材15a、貫通孔15及び水晶振動子10に囲まれる領域は気密空間を構成しており、その水晶振動子10の裏面側の電極13は、この気密空間に面している。図10中の16は例えばゴム等からなる板状の水晶押さえ部材であり、水晶振動子10を基板11に押圧して、その位置を固定している。
図10中の17は、水晶押さえ部材16を厚さ方向に貫くように設けられた開口部であり、水晶振動子10の表面側の電極13に面している。図10中の18は水晶押さえ部材16の環状の突起である。そして前記開口部16及び環状突起18に囲まれる液収容空間19に所定量の試料液が収容され、前記電極13が測定雰囲気に接するようになっている。
また前記水晶振動子10の水晶片12の一面側及び他面側に設けられた電極13は、図11に示すように一般的に金(Au)層100と例えばクロム(Cr)、ニッケル(Ni)などの金属からなる下地層101との2層で構成されている。この2層は例えばスパッタリングによって形成される。上層に金を用いる理由は水晶を効率よく振動させるためであり、下層にクロムやニッケルなどの金属を用いる理由は金層100と水晶片12との固着力を高めるためである。そして前記金層100の膜厚は水晶片12を安定して振動させるために2000Åに設定されており、前記下地層101の膜厚は水晶片12と金層100との間の密着を十分に得るために100Åに設定されている。
Further, as shown in FIG. 11, the
また従来は、配線基板11の電極11aと水晶振動子10の励振用の電極13との接合にバインダーであるシリコーン樹脂に例えば銀(Ag)からなる導電性フィラーを分散させた導電性接着剤14を用いている。しかしこの導電性接着剤14では、先にAgの周りの樹脂が硬化した後、金層100の表面部周囲の樹脂が硬化するため、金層100の表面に接合していたAgが硬化収縮により金層100の表面から遠ざかる方向に移動し、結果的に金層100の表面に樹脂膜が形成された格好となり通電性を阻害する。そこで金層100の表面に下地層101の金属例えばクロムを熱拡散によって析出させて、Agの周りの樹脂とCr表面部周囲の樹脂とが同じ速度で硬化することを利用して、硬化収縮によるAgの移動を抑えていた(特許文献2)。
Conventionally, a
しかし水晶センサでは図11に示すように電極13の表面に抗原200を抗原抗体反応により捕捉する抗体201を付着させて吸着層202を形成するため、クロムを金層100の表面に析出させると次のような問題が生じる。つまり抗体201例えばタンパク質などは金には付着し易いが、クロムには付着し難いため、クロムを金層100の表面に析出させると電極13表面における抗体201の付着量が減少し、当該水晶センサの検出能力が低下する。そこでこのような熱拡散処理は行わず、導電性接着剤14として金層100の表面に導電性フィラーが接合した状態でバインダーが硬化するものを用いていることを検討している。具体的には導電フィラーが例えば銀で、バインダーがエポキシ樹脂からなる導電性接着剤14を用いている。ところで、近年水晶センサにおいて微量な物質例えばダイオキシン等を高精度に検出する要求があり、この要求に応えていく必要がある。
However, in the quartz sensor, as shown in FIG. 11, the adsorption layer 202 is formed by adhering the antibody 201 that captures the antigen 200 by the antigen-antibody reaction to the surface of the
一方、特許文献3には、水晶片の表面に形成された電極膜に接続電極(リード)を半田で接合した後に行われるアニール処理やモールド工程等において、接合工程で電極膜の表面に拡散した半田成分が電極膜の中に拡散することから、これを防ぐために電極膜の上面にクロムを形成し、このクロム成分を電極膜の膜厚方向に熱拡散させることが記載されている。またこの発明では前記電極膜の膜厚を1000Å以上5000Å以下に設定することが記載されているが、上述した課題については何ら記載されていない。
On the other hand, in
本発明はかかる事情に鑑みてなされたものであって、その目的は、圧電片の一面側に形成された電極の表面に抗体からなる吸着層が設けられ、抗原抗体反応により前記抗体に吸着された抗原を圧電片の振動数の変化に応じて検出するための圧電センサにおいて、当該圧電センサの検出能力の向上を図ることにある。 The present invention has been made in view of such circumstances, and an object of the present invention is to provide an adsorption layer made of an antibody on the surface of an electrode formed on one side of a piezoelectric piece and to adsorb the antibody by an antigen-antibody reaction. In the piezoelectric sensor for detecting the detected antigen according to the change in the vibration frequency of the piezoelectric piece, the detection capability of the piezoelectric sensor is to be improved.
本発明の圧電センサは、圧電片の一面側及び他面側に各々密着層を介してスパッタリングにより金層からなる電極が形成され、前記一面側の電極の表面には抗体からなる吸着層が設けられると共に、他面側の電極は気密空間に臨むように設けられ、抗原抗体反応により前記抗体に吸着された抗原を圧電片の振動数の変化に応じて検出するための圧電センサにおいて、
前記電極と発振回路とを接続するための導電路と、
前記電極を導電路に固定するために当該電極から導電路に跨って設けられ、前記金層に導電性フィラーが接合した状態でバインダーが硬化する導電性接着剤と、を備え、
前記一面側及び他面側の金層の厚さは3000Å以上、7000Å以下であることと、
前記電極は、前記抗体である牛血清アルブミンを100μg/ml含む第1の試料液0.2mlを前記一面側の電極面に供給して前記吸着層を形成した後、当該吸着層の形成された電極面に、前記抗原であるマウスIGgを10μg/ml含む第2の試料液を1ml供給して前記圧電片の振動数の変化を検出する吸着試験により得られる前記吸着層へのマウスIGgの吸着量が9.8ng/cm 2 以上、12.2ng/cm 2 以下となる表面粗さであることと、を備えたことを特徴とする。
In the piezoelectric sensor of the present invention, an electrode made of a gold layer is formed by sputtering through an adhesion layer on one side and the other side of a piezoelectric piece, and an adsorption layer made of an antibody is provided on the surface of the electrode on the one side. In addition, in the piezoelectric sensor for detecting the antigen adsorbed to the antibody by the antigen-antibody reaction according to the change in the vibration frequency of the piezoelectric piece, the electrode on the other side is provided so as to face the airtight space.
A conductive path for connecting the electrode and the oscillation circuit;
A conductive adhesive that is provided across the conductive path from the electrode to fix the electrode to the conductive path, and the binder is cured in a state where a conductive filler is bonded to the gold layer;
The thickness of the gold layer on the one side and the other side is 3000 mm or more and 7000 mm or less ,
The electrode was formed by supplying 0.2 ml of the first sample solution containing 100 μg / ml of bovine serum albumin as the antibody to the electrode surface on the one surface side, and then forming the adsorption layer. Adsorption of mouse IGg to the adsorption layer obtained by an adsorption test in which 1 ml of a second sample solution containing 10 μg / ml of mouse IGg as the antigen is supplied to the electrode surface and the change in the vibration frequency of the piezoelectric piece is detected The surface roughness is such that the amount is 9.8 ng / cm 2 or more and 12.2 ng / cm 2 or less .
上述した圧電センサにおいて、前記導電フィラーは例えば銀及び金から選ばれる少なくとも一種であり、前記バインダーは例えばエポキシ樹脂であることが好ましい。前記密着層としては、例えばクロム、チタン、ニッケル、アルミニウム及び銅から選ばれる少なくとも一種であることが好ましい。 In the above-described piezoelectric sensor, it is preferable that the conductive filler is at least one selected from, for example, silver and gold, and the binder is, for example, an epoxy resin. The adhesion layer is preferably at least one selected from, for example, chromium, titanium, nickel, aluminum, and copper.
本発明によれば、圧電片の表面に形成された電極において金層の厚さを3000Å以上とすることで、後述する実施例に示すように前記金層の表面に形成されている吸着層に対する抗原の吸着量が大きくなる。これはスパッタリングにより金原子を堆積させて金層の厚みを増やすことによって金層の表面が粗くなって、金層表面における抗体との接触面積が大きくなり、金層の表面に吸着層を形成するにあたって金層の表面に付着する抗体の量が増えたからだと推測する。つまり前記金層の厚みを増やすことで、金層表面における抗体の付着量が増え、これにより多くの抗原を抗体によって捕捉することができるようになると考えられる。 According to the present invention, in the electrode formed on the surface of the piezoelectric piece, the thickness of the gold layer is set to 3000 mm or more, so that the adsorption layer formed on the surface of the gold layer as shown in the examples to be described later. Increased amount of antigen adsorption. This is because the surface of the gold layer is roughened by increasing the thickness of the gold layer by depositing gold atoms by sputtering, the contact area with the antibody on the gold layer surface is increased, and an adsorption layer is formed on the surface of the gold layer. It is presumed that the amount of antibody adhering to the surface of the gold layer has increased. That is, by increasing the thickness of the gold layer, the amount of antibody adhering to the gold layer surface increases, and it is considered that a large amount of antigen can be captured by the antibody.
本発明に係る圧電センサの一例である水晶センサの実施形態について、図1〜図7を用いて説明する。図1は本発明に係る圧電センサの一例である水晶センサ20を示した縦断面図であり、図2は圧電センサに設けられた圧電振動子である水晶振動子2の構造を示した平面図である。また図5は水晶センサ20の斜視図であり、図6は水晶センサ20の各部品の上面側を示した分解斜視図である。図1、図5及び図6に示すように水晶センサ20は封止部材3A、配線基板3、水晶振動子2、水晶押さえ部材4、液注入用カバー5の各部品がこの順に下から重ね合わせることにより構成される。
An embodiment of a crystal sensor which is an example of a piezoelectric sensor according to the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 1 is a longitudinal sectional view showing a
図1に示すように水晶振動子2は、圧電片である水晶片21の一面側及び他面側に励振用の電極22,23が形成されている。水晶片21の一面側に形成された電極22は他面側の周縁部に連続形成されていると共に、水晶片21の他面側に形成された電極23は一面側の周縁部に連続形成されている。図2に示すように前記電極22,23は、水晶を効率よく振動させるための金(Au)層70、当該金層70と水晶片21との固着力を高めるための例えばクロム(Cr)、チタン(Ti)、ニッケル(Ni)、アルミニウム(Al)及び銅(Cu)から選ばれる金属からなる密着層である下地層71を、下地層71から順に積層して構成される。
As shown in FIG. 1, the
また前記金層70の厚さは3000Å以上、この例では3000Åに設定されており、当該金層70の厚さをこのような大きさにすることで、後述する実施例に示すように金層70の表面に形成されている吸着層7に対する抗原74の吸着量が大きくなる。前記吸着層7に対する抗原74の吸着量が大きくなる理由としては、後述するようにスパッタリングにより下地層71の表面に金原子を堆積させて金層70の厚みを増やしているので、つまり不規則に堆積している金原子の上に新たに金原子を堆積させ、この堆積を繰り返して3000Åの金層70が形成されるため、結果的に金層70の表面は粗くなって金層70表面における抗体72との接触面積が大きくなり、後述するように金層70の表面に吸着層7を形成するにあたって金層70の表面に付着する抗体72の量が増えたからだと推測する。
The thickness of the
前記金層70の厚さの上限値は10000Åとしており、これよりも大きくした場合には水晶振動子2において発振周波数のジャンプが起きやすくなる。また前記下地層71の厚さは水晶片21と金層70との間の密着を十分に得るために10〜500Å、この例では100Åに設定されている。前記電極22,23は例えば水晶片21の両面全体にスパッタリングにより下地層71、金層70をこの順に積層し、次いで水晶片21の両面に所定のパターンでマスクを形成し、エッチングを行って2層構造の電極パターンが得られる。
The upper limit value of the thickness of the
また、後述するように電極22は、試料液が供給される液収容空間45に面するように設けられるため、図3に示すように当該電極22上には抗原74を抗原抗体反応により捕捉する抗体72が吸着層7として形成されており、さらに抗体72の隙間には測定対象物である抗原74が電極22の表面に吸着しないようにブロッキング用の物質(ブロック体)73が吸着している。
As will be described later, since the
ここで金層100表面における吸着層7の形成について詳述する。本実施の形態では既述のようにスパッタリングにより下地層71の表面に金を蒸着させて厚さが3000Åの金層70を形成することで、当該金層70の表面を粗くして金層70表面における抗体72との接触面積を大きくしているので、図4(a)に示すように金層70の表面には抗体74が多数付着するようになる。一方、従来の水晶センサに用いられる水晶振動子12の電極13を構成する金層100は、本実施形態の金層70よりも厚さが小さいため、金層100の表面は殆ど粗くなっておらず、図4(b)に示すように当該金層100の表面における抗体201の付着量は本実施形態の金層70の表面における抗体74の付着量に比べて少なくなる。つまり金層70の厚みを増やすことによって金層70の表面における抗体74の付着量が増加することになる。
Here, the formation of the adsorption layer 7 on the surface of the gold layer 100 will be described in detail. In the present embodiment, as described above, gold is deposited on the surface of the
次に配線基板3について説明する。この配線基板3は例えばプリント基板により構成され、その表面の前端側から後端側に向けて電極31、電極32が間隔をおいて設けられている。また前記配線基板3の電極31,32が設けられている部位には、図1に示すように導電性フィラー及びバインダーからなる導電性接着剤8が貼着されており、後述するように水晶片21の他面側の周縁部に形成された電極22,23が前記導電性接着剤8を介して配線基板3側の電極31,32に重なるようになっている。前記導電性接着剤8としては、金層100の表面に導電性フィラーが接合した状態でバインダーが硬化するものが用いられ、具体的には導電フィラーが例えば銀及び金、この例では銀(Ag)で、バインダーがエポキシ樹脂からなる導電性接着剤8が用いられる。
Next, the
ここで本実施の形態に用いられる導電性接着剤8について詳述する。この導電性接着剤8はバインダーとして硬化速度の速いエポキシ樹脂を用いているため、Agの周りの樹脂と金層70の表面部周囲の樹脂とが硬化するタイミングは殆ど変わらず、その結果、Agが金層70の表面に接合した状態で樹脂が素早く硬化することになる。従って、本実施形態に用いられる導電性接着剤8では、従来技術の項目にも述べたようにAgの周りの樹脂の硬化速度よりも金層100の表面部周囲の樹脂の硬化速度の方が遅いことで、金層70の表面に接合していたAgが硬化収縮により金100の表面から遠ざかる方向に移動するといった現象は起こらない。
Here, the
配線基板3の説明に戻ると、前記配線基板3の電極31,32の間には、これら電極31,32と間隔をおいて、配線基板3の厚さ方向に穿孔された貫通孔33が形成されている。この貫通孔33は、後述するように水晶振動子2の裏面側の電極23が臨む気密空間をなす凹部を構成するものである。また前記電極32が形成されている箇所よりも後端側寄りには、2本の並行するライン状の導電路パターンが、夫々接続端子部34,35として形成されている。一方の接続端子部34はパターン34aを介して電極31と電気的に接続されており、他方の接続端子部35はパターン35aを介して電極32と電気的に接続されている。
Returning to the description of the
図6中の36は堰であり、当該堰36は水晶振動子2の位置合わせをする役割を有し、この堰36に囲まれる領域に水晶振動子2が載置される。図6中の37a,37b,37cは係合孔であり、配線基板3の厚さ方向に穿孔されている。これら係合孔37a,37b,37cは、カバー5の下面に設けられた係合突起51a,51b,51cに夫々係合する。また図6中の38a,38b,38cは配線基板3の周縁に形成された切欠き部であり、カバー5の下面の周縁部に設けられた内側に屈曲した爪部52a,52b,52cに夫々係合する。前記封止部材3Aは、フィルム状の部材であり前記貫通孔33と共に気密空間をなす凹部を構成する。
In FIG. 6,
図6及び図7中の4は水晶押さえ部材であり、当該水晶押さえ部材4は切欠き部38a,38b,38cに夫々対応する矩形状の切欠き部41a,41b,41cを夫々備えた板状に形成されている。また図1及び図7に示すように水晶押さえ部材4の下面には水晶振動子2を収容する凹部42が形成されている。この凹部42の天井面部(図7の向きで説明すれば底面部)の中央には、配線基板3の上面における前記貫通孔33よりも一回り大きい環状突起43が設けられている。前記水晶押さえ部材4の表面側には、開口部44が形成されており、この開口部44は、環状突起43に囲まれる空間に連通している。
In FIGS. 6 and 7, reference numeral 4 denotes a crystal pressing member, and the crystal pressing member 4 has a plate-like shape having
前記開口部44の周面44a及び環状突起43の内周面43aは、内側下方に向かって傾斜しており、前記環状突起43の先端部47は水晶片20の周縁部を押圧している。周面43a、44a及び水晶振動子2により囲まれる領域は、試料液を収納する液収容空間45を構成している。
The
また図6中の46a,46bは押さえ部材4を厚さ方向に貫通するように穿孔された係合孔であり、前記配線基板3の係合孔37a,37b及び液注入用カバー5の係合突起51a,51bに対応するように形成されている。図6中の46cは後方側の一縁の中央に形成された弧状の切欠き部であり、配線基板3の係合孔37c及び液注入用カバー5の係合突起51cに対応している。
Further, 46a and 46b in FIG. 6 are engagement holes that are perforated so as to penetrate the pressing member 4 in the thickness direction, and the
前記カバー5の上面の前側、後側には試料液の注入口53、確認口54が夫々形成されている。前記カバー5の下面にはカバー5の長さ方向に沿って溝である注入路55が形成されており、この注入路55の一端、他端は、注入口53、確認口54に夫々接続されている。また注入路55は開口部44に面するように設けられており、注入口53に注入した試料液は注入路55を介して液収容空間45に供給されるようになっている。また前記カバー5の下面に注入路55を囲む環状の堰56を設け、試料液の漏れを防いでいる。
A sample
上記の水晶センサ20は次のようにして組み立てられる。先ず封止部材3Aにより配線基板3の貫通孔33を塞ぎ、基板3に凹部を形成する。続いて配線基板3の電極31,32の表面に所定量の導電性接着剤8を塗布する。しかる後、水晶片21の他面側の周縁部に形成されている電極22,23が配線基板3側の電極31,32に重なり且つ水晶片の他面側の中央部に形成されている電極23が前記凹部に重なるように、水晶振動子2を配線基板3に載置する。
The
次に液注入用カバー5の係合突起51a〜51cを水晶押さえ部材4の係合孔46a,46b及び切欠き部46cに係合させ、液注入用カバー5と押さえ部材4とを重ね合わせた後、液注入用カバー5の爪部52a,52b,52cと配線基板3の切欠き部38a,38b,38cとを嵌合させるように被わせて配線基板3に向かって押圧する。これにより液注入用カバー5の各爪部52a〜52cが配線基板3の外側へと撓み、さらに各爪部52a〜52cが各切欠き部38a〜38cを介して配線基板3の周縁部の下面に回り込むと同時に各爪部52a〜52cが、内方側への復元力により元通りの形状になり、配線基板3が各爪部52a〜52cに挟み込まれて互いに係止されると同時に、配線基板3とカバー5とに挟まれた押さえ部材4がこれらに押圧される。
Next, the
押圧された押さえ部材4の弾性により、環状突起43が、水晶振動子2の表面における前記凹部の外側部位を配線基板3側に押し付けることにより、水晶振動子2の位置が固定されると共に、その周縁部が配線基板3と密着して、貫通孔33と封止部材3Aとにより構成される凹部が気密空間となり、水晶片21の他面側の中央部に形成されている電極23がこの気密空間に臨むと共に、前記配線基板3の電極31,32表面に形成された導電性接着剤8と水晶片21の他面側の周縁部に形成された電極22,23とが接着し、前記電極22,23と配線基板3側の電極31,32とが電気的に夫々接続される。
Due to the elasticity of the pressed pressing member 4, the
次に上述した水晶センサ20の作用について説明する。先ず、作業者が例えば注入器により液注入用カバー5の注入口53に試料液を注入する。注入口53に注入された試料液は、開口部44及び環状突起43により構成される試料液の液収容空間45に供給され、水晶振動子2の表面側の電極22が当該試料液に接し、電極22の表面に形成されている抗体72からなる吸着層7に試料液中の抗原74が抗原抗体反応によって吸着する。そして前記吸着層7に抗原74が吸着すると、この抗原74の吸着量に応じて水晶振動子2の固有振動数が低下する。これによって抗原74が吸着層7に吸着する前の水晶振動子2の固有振動数と抗原74が吸着層7に吸着した後の水晶振動子2の固有振動数との差、即ち変化量が求まる。
Next, the operation of the above-described
上述の実施形態によれば、水晶片21の表面に形成された電極22,23において金層70の厚さを3000Å、この例では3000Åとすることで、後述する実施例に示すように前記金層70の表面に形成されている吸着層7に対する抗原74の吸着量が大きくなる。これは上述したようにスパッタリングにより下地層71の表面に金原子を堆積させて金層70の厚みを増やしているので、つまり不規則に堆積している金原子の上に新たに金原子を堆積させ、この堆積を繰り返して3000Åの金層70が形成されるため、結果的に金層70の表面は粗くなって金層70表面における抗体72との接触面積が大きくなり、後述するように金層70の表面に吸着層7を形成するにあたって金層70の表面に付着する抗体72の量が増えたからだと推測する。つまり前記金層70の厚みを増やすことで、金層70表面における抗体72の付着量が増え、これにより多くの抗原74を抗体72によって捕捉することができるようになると考えられる。
According to the above-described embodiment, the
また上述の実施形態において、金層70の厚さを3000Å以上、この例では3000Åにすることで次のような効果が得られる。金層70と水晶片21との固着力を高めるために用いられる下地層71の金属例えばクロムは、時間の経過とともに徐々に金層70の中に拡散する。図11及び図12に示す従来の水晶センサのように金層100の厚さが2000Åであると、半年から1年で金層100の表面にクロムが析出し、この析出したクロムによって金層100の表面に付着している抗体201が脱離し、水晶センサの使用寿命を短くさせていたが、金層70の厚さを3000Åに設定することで、金層100の表面にクロムが析出するのに1年以上かかるため、これにより水晶センサの使用寿命が長くなるといった効果もある。
In the above-described embodiment, the following effects can be obtained by setting the thickness of the
また上述した水晶センサ20は、例えばブロック図である図8で示されるような構成を持つ測定器本体7に接続されることで感知装置の検知部として使用される。図8中の62は、水晶センサ20の水晶片21を発振させる発振回路、63は基準周波数信号を発生する基準クロック発生部、64は例えばヘテロダイン検波器からなる周波数差検出手段であり、発振回路62からの周波数信号及び基準クロック発生部63からのクロック信号に基づいて両者の周波数差に対応する周波数信号を取り出す。65は増幅部、66は増幅部65からの出力信号の周波数をカウントするカウンタ、67はデータ処理部である。
Further, the above-described
水晶センサ20の周波数は9.2MHzであるため、基準クロック発生部63の周波数としては例えば10MHzが選ばれる。測定対象物である抗原74、例えばダイオキシンが水晶センサ20の水晶振動子2に設けられた上述の吸着層7に吸着していないときには、周波数差検出手段64では、水晶センサ側からの周波数と基準クロックの周波数との差である1MHzの周波数信号(周波数差信号)が出力されるが、試料溶液に含まれる抗原74が水晶振動子2の吸着層7に吸着すると、水晶振動子2の固有振動数が変化し、このため周波数差信号も変化するので、カウンタ66におけるカウント値が変化し、こうして測定対象物の濃度あるいはその物質の有無を検知できる。
Since the frequency of the
本発明の効果を確認するために行った実験について説明する。
(実施例1)
図1に示す水晶センサ20において、金層70の厚さが3000Å、下地層71の厚さが100Åからなる電極22表面に抗体72により吸着層7を形成した。この吸着層7の形成は次のようにして行った。先ず、液収容空間45内に緩衝溶液を0.2ml供給し、次いで抗体72であるBSA(牛血清アルブミン)というタンパク質が100μg/ml含まれている試料液を前記液収容空間45内に0.2ml供給した。これにより抗体72が電極22表面に付着し、吸着層7が形成される。
吸着層7を形成した後、当該水晶センサの注入口53に抗原74例えばマウスIGgが10μg/ml含まれている試料液を1ml注入した。そして電極22の表面の吸着層7に吸着した抗原74の量を、抗原74が吸着層7に吸着する前の水晶振動子2の固有振動数と抗原74が吸着層7に吸着した後の水晶振動子2の固有振動数との差を取ることで求めた。
(実施例2)
金層70の厚さを4000Åにした他は実施例1と同様にして、吸着層7を形成し、その後、マウスIGgが含有されている試料液を注入して電極22の表面の吸着層7に吸着した抗原74の量を求めた。
(実施例3)
金層の厚さを5000Åにした他は実施例2と同様の試験を行った。
(実施例4)
金層の厚さを6000Åにした他は実施例2と同様の試験を行った。
(実施例5)
金層の厚さを7000Åにした他は実施例2と同様の試験を行った。
(比較例1)
金層70の厚さを1000Åにした他は実施例1と同様にして、吸着層7を形成し、その後、マウスIGgが含有されている試料液を注入して電極22の表面の吸着層7に吸着した抗原74の量を求めた。
An experiment conducted for confirming the effect of the present invention will be described.
Example 1
In the
After the adsorption layer 7 was formed, 1 ml of a sample solution containing 10 μg / ml of antigen 74, for example, mouse IGg, was injected into the
(Example 2)
The adsorption layer 7 is formed in the same manner as in Example 1 except that the thickness of the
(Example 3)
The same test as in Example 2 was performed except that the thickness of the gold layer was 5000 mm.
Example 4
The same test as in Example 2 was performed except that the thickness of the gold layer was 6000 mm.
(Example 5)
The same test as in Example 2 was performed, except that the thickness of the gold layer was changed to 7000 mm.
(Comparative Example 1)
The adsorption layer 7 was formed in the same manner as in Example 1 except that the thickness of the
(比較例2)
金層70の厚さを2000Åにした他は実施例1と同様にして、吸着層7を形成し、その後、マウスIGgが含有されている試料液を注入して電極22の表面の吸着層7に吸着した抗原74の量を求めた。
(結果及び考察)
図9に示すよう実施例1〜5の抗原74の吸着量は夫々9.8ng/cm2、11.0ng/cm2 、11.7ng/cm2 、12.0ng/cm2 及び12.2ng/cm2 であった。また比較例1及び比較例2の抗原74の吸着量は6.5ng/cm2 及び8.0ng/cm2 であった。つまり金層100の厚みを増やすことによって金層100の表面に形成されている吸着層7に対する抗原74の吸着量が大きくなることが分かる。これは上述したようにスパッタリングにより下地層71の表面に金原子を堆積させて金層70の厚みを増やして行くと、それに伴って金層70の表面は粗くなって金層70表面における抗体201との接触面積が大きくなり、金層100の表面における抗体72の付着量が多くなるからだと推測する。従って金層100の厚みを3000Å以上とすれば抗体72の付着量が多くなり圧電センサーについて高い感度が得られることが分かる。尚、測定周波数に基づいて反応量を求める式はサーベリーの式を用いた。
(Comparative Example 2)
The adsorption layer 7 was formed in the same manner as in Example 1 except that the thickness of the
(Results and discussion)
As shown in FIG. 9, the adsorption amounts of the antigens 74 of Examples 1 to 5 were 9.8 ng / cm 2 , 11.0 ng / cm 2 , 11.7 ng / cm 2 , 12.0 ng / cm 2 and 12.2 ng / cm 2 . The adsorption amount of the antigen 74 of Comparative Example 1 and Comparative Example 2 was 6.5 ng / cm 2 and 8.0 ng / cm 2. That is, it can be seen that the amount of the antigen 74 adsorbed on the adsorption layer 7 formed on the surface of the gold layer 100 increases by increasing the thickness of the gold layer 100. As described above, when gold atoms are deposited on the surface of the
20 水晶センサ
2 水晶振動子
21 水晶片
22,23 電極
3 配線基板
4 水晶押さえ部材
45 液収容空間
5 液注入用カバー
6 測定器本体
7 吸着層
70 金層
71 下地層
72 抗体
73 ブロック本体
74 抗原
20
Claims (4)
前記電極と発振回路とを接続するための導電路と、
前記電極を導電路に固定するために当該電極から導電路に跨って設けられ、前記金層に導電性フィラーが接合した状態でバインダーが硬化する導電性接着剤と、を備え、
前記一面側及び他面側の金層の厚さは3000Å以上、7000Å以下であることと、
前記電極は、前記抗体である牛血清アルブミンを100μg/ml含む第1の試料液0.2mlを前記一面側の電極面に供給して前記吸着層を形成した後、当該吸着層の形成された電極面に、前記抗原であるマウスIGgを10μg/ml含む第2の試料液を1ml供給して前記圧電片の振動数の変化を検出する吸着試験により得られる前記吸着層へのマウスIGgの吸着量が9.8ng/cm 2 以上、12.2ng/cm 2 以下となる表面粗さであることと、を備えたことを特徴とする圧電センサ。 Electrodes made of a gold layer are formed on the one surface side and the other surface side of the piezoelectric piece by sputtering through an adhesion layer, respectively, and an adsorption layer made of an antibody is provided on the surface of the electrode on the one surface side. In the piezoelectric sensor for detecting the antigen adsorbed to the antibody by the antigen-antibody reaction according to the change in the frequency of the piezoelectric piece, the electrode is provided to face the airtight space,
A conductive path for connecting the electrode and the oscillation circuit;
A conductive adhesive that is provided across the conductive path from the electrode to fix the electrode to the conductive path, and the binder is cured in a state where a conductive filler is bonded to the gold layer;
The thickness of the gold layer on the one side and the other side is 3000 mm or more and 7000 mm or less ,
The electrode was formed by supplying 0.2 ml of the first sample solution containing 100 μg / ml of bovine serum albumin as the antibody to the electrode surface on the one surface side, and then forming the adsorption layer. Adsorption of mouse IGg to the adsorption layer obtained by an adsorption test in which 1 ml of a second sample solution containing 10 μg / ml of mouse IGg as the antigen is supplied to the electrode surface and the change in the vibration frequency of the piezoelectric piece is detected A piezoelectric sensor comprising: a surface roughness having an amount of 9.8 ng / cm 2 or more and 12.2 ng / cm 2 or less .
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