JP4847815B2 - Composite sensor element - Google Patents
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Description
本発明は、ＱＣＭセンサに用いられる溝部を有するマイクロ流路部に直接接触する圧電基板上に配置する電極と、マイクロ流路部に加わる圧力変化を検知する圧電基板とで構成される複合センサ素子に関するものである。 The present invention relates to a composite sensor element comprising an electrode disposed on a piezoelectric substrate that directly contacts a microchannel portion having a groove portion used in a QCM sensor, and a piezoelectric substrate that detects a pressure change applied to the microchannel portion. It is about.
まず始めにＱＣＭセンサについて簡単に説明する。近年、ヒトの遺伝子構造がほぼ解明され、テーラメイド医療、癌特異細胞の解明、予防医療などへの応用のため、多くの遺伝子機能究明に関する研究がなされている。ヒトの遺伝形態を司るとされる核酸は、ヌクレオチドをつなげて出来た紐状の分子で、そのヌクレオチドは糖を中心にしてリン酸（ＰＯ４）と、4種類の塩基がそれぞれ結合した分子である。糖の形態には、デオキシリボースとリボースの２種類があり、この違いにより「ＤＮＡ（デオキシリボ核酸）」と、「ＲＮＡ（リボ核酸）」に分けられる。 First, the QCM sensor will be briefly described. In recent years, the structure of human genes has been almost elucidated, and many studies on gene functions have been conducted for application to tailor-made medicine, elucidation of cancer-specific cells, preventive medicine, and the like. Nucleic acid, which is said to be responsible for human inheritance, is a string-like molecule formed by linking nucleotides, and the nucleotide is a molecule in which phosphate (PO 4 ) and four types of bases are bound to each other with a sugar at the center. is there. There are two types of sugars, deoxyribose and ribose, and it is divided into “DNA (deoxyribonucleic acid)” and “RNA (ribonucleic acid)” due to this difference.
塩基の種類は、ＡＴＵＣＧの５つの種類であり、ＤＮＡはＡＴＣＧの４塩基組合せ、ＲＮＡは、ＡＵＣＧの４塩基組合せであり、２者間における塩基の違いは、ＴとＵが置換された構造となっている。ここに、Ａ（アデニン）、Ｔ（チミン）、Ｃ（シトシン）、Ｇ（グアニン）、Ｕ（ウラシル）である。4種類の塩基は、それぞれ一定の法則をもって結合し２重螺旋を形成するが、相互的に結合するのは、Ａ-Ｔ（Ｕ）、Ｇ-Ｃ であり、けっしてＡ-Ｇ、Ａ-Ｃ、Ｔ（Ｕ）-Ｃ、Ｔ（Ｕ）-Ｇとの結合はない。 There are five types of bases, ATUCG, DNA is a 4-base combination of ATCG, RNA is a 4-base combination of AUCG, and the difference in base between the two is the structure in which T and U are substituted. It has become. Here, A (adenine), T (thymine), C (cytosine), G (guanine), and U (uracil). Each of the four types of bases binds with a certain rule to form a double helix, but they are mutually bound by AT (U) and GC, and never by AG and AC. , T (U) -C, and T (U) -G are not bonded.
従来のＤＮＡチップによる核酸の配列検出原理は、この結合の基本的約束のもとに、ガラス基板、或いは、シリコーン基板上に塩基配列の判明している1本鎖のＤＮＡ断片を複数種配列し、これに蛍光処理された検体1本鎖ＤＮＡを溶液中で接触させた後、結合部位にレーザ光を照射して結合の状態を蛍光量の様子として比較測定（定性的測定）することで認知するものである。 The conventional principle of nucleic acid sequence detection using a DNA chip is based on the basic promise of binding, by arranging multiple types of single-stranded DNA fragments with known base sequences on a glass substrate or silicone substrate. Fluorescently treated specimen single-stranded DNA is brought into contact with the solution, and then the binding site is irradiated with laser light to recognize the binding state as a state of fluorescence (qualitative measurement). To do.
すなわち、従来のＤＮＡチップを用いた検出方式では、レーザを照射して蛍光の様子を比較測定する蛍光検出方式である。この方式では、検体となるＤＮＡに予め蛍光色素で標識をつけ、ＤＮＡチップ上のＤＮＡ断片に結合した検体ＤＮＡの有無を、レーザ光照射による蛍光色素の発光により検出する方法で、判定までには多くの時間を必要とし、医療現場など緊急判断には問題である。（非特許文献１参照）。 That is, the conventional detection method using a DNA chip is a fluorescence detection method in which the state of fluorescence is compared and measured by irradiating a laser. In this method, the sample DNA is labeled with a fluorescent dye in advance, and the presence or absence of the sample DNA bound to the DNA fragment on the DNA chip is detected by the emission of the fluorescent dye by laser light irradiation. It takes a lot of time and is a problem for emergency judgments such as in the medical field. (Refer nonpatent literature 1).
これに対して本願出願人は、リアルタイム計測を目的として既に出願している特許文献１に示す様な水晶基板を用いたＤＮＡチップを提案している。
このＤＮＡチップは水晶基板に形成された各々分離した複数の例えば凸部、凹部ら成る島部（セル）と、その上に構成された電極膜に構築された特有の塩基配列を持つＤＮＡ群から構成され、このＤＮＡチップを溶液中で交流電圧を印加して励振させ、その励振周波数を確認しながら、検体から検出されたＤＮＡを含む溶液を注入するとＤＮＡ相互間の結合の状態により、電極上の質量が微小変化するため、励振周波数が変化する。また、この結合の様子は周波数を繰り返し計測することでリアルタイムに観測することが可能となる。
On the other hand, the applicant of the present application has proposed a DNA chip using a quartz substrate as shown in Patent Document 1 already applied for the purpose of real-time measurement.
This DNA chip is composed of a plurality of separated islands (cells) formed on a quartz substrate, for example, convex portions and concave portions, and a DNA group having a unique base sequence constructed on an electrode film formed thereon. This DNA chip is excited by applying an alternating voltage in the solution, and when a solution containing DNA detected from the specimen is injected while checking the excitation frequency, Since the mass of the material changes minutely, the excitation frequency changes. In addition, the state of this coupling can be observed in real time by repeatedly measuring the frequency.
このとき、各セルの励振電極はそれぞれ独立した引き出し電極により外部接続端子に接続されており、各セルが独立して励振できるような配線構造をとっている。以上のように、圧電式微小質量計測センサは、例えば水晶振動子表面に電極を形成し、この膜表面上で物質を脱着することにより質量変化を周波数変化として捉える手法であり、この関係をサブレーの式から算出するものである。 At this time, the excitation electrode of each cell is connected to the external connection terminal by an independent extraction electrode, and has a wiring structure in which each cell can be excited independently. As described above, the piezoelectric micromass measuring sensor is a method of capturing a mass change as a frequency change by, for example, forming an electrode on the surface of a crystal resonator and desorbing a substance on the film surface. It is calculated from the formula.
また、微少質量検出チップを含めたＱＣＭセンサーシステムではセンサー部の前段にマイクロ流路を設け、検体はこの流路に例えばマイクロポンプなどにより圧送され、流路内を流れることで温度の均一化、流量の制御、検出センサーの選択がされ所定のＤＮＡなどの検出センサー部に送り込まれる仕組みが取られている。マイクロ流路と呼ばれるものは、※図７に示すように一般的には石英硝子などに微細な溝を彫り込み、それを平らな石英硝子でフタをすることで微小な流路が構成されることが多い。
上述する従来法では、ＤＮＡへの蛍光処理作業、大掛かりなレーザ光装置が必要で測定には多くの時間と費用が掛かることから、治療現場などで早急に判断を必要とする場合や、更には、蛍光状態を相互比較する定性測定であり、定量的な測定が出来ないという問題があった。 In the conventional method described above, fluorescent treatment work on DNA and a large-scale laser beam apparatus are required, and the measurement takes a lot of time and cost. This is a qualitative measurement in which the fluorescence states are compared with each other, and there is a problem that quantitative measurement cannot be performed.
例えば、マトリックス状のセルで構成したマイクロ流路部を兼用した集積型反応解析では、一面に配置する検出電極の面積が小さかったりなどで、マイクロ流路部を通過する際の検体液の検知が難しいという課題がある。 For example, in an integrated reaction analysis that also uses a micro-channel unit composed of matrix-like cells, the detection of the sample liquid when passing through the micro-channel unit is possible because the area of the detection electrode arranged on one surface is small. There is a problem that it is difficult.
またその一方では、例えばマイクロ流路内を血液を搬送する場合には、輸血中に管が外れたり、その逆に管がつまるなど、マイクロ流路を通過する液体に異常が発生した場合には、その異常検知は別途検出手段を講じる必要があり、センサシステムを統合することができないと言う現状にもある。 On the other hand, for example, when blood is transported through the microchannel, if an abnormality occurs in the liquid that passes through the microchannel, such as when the tube is disconnected during transfusion or vice versa, The abnormality detection requires a separate detection means, and there is a current situation that the sensor system cannot be integrated.
上述する課題を解決するために本発明は、溝部によりマイクロ流路部を構成した圧電基板と、少なくとも前記圧電基板下面に特性（状態）検査用の検出電極を形成した圧電基板を搭載し、更に前記マイクロ流路部を構成した圧電基板の上面に圧力検出用の圧電基板を搭載した複合センサ素子であり、前記複合センサ素子を被う容器に収納されていることを特徴とする複合センサ素子である。 In order to solve the above-described problems, the present invention includes a piezoelectric substrate having a micro-channel portion formed by a groove portion and a piezoelectric substrate having at least a detection electrode for characteristic (state) inspection formed on the lower surface of the piezoelectric substrate, A composite sensor element comprising a piezoelectric substrate for pressure detection mounted on an upper surface of a piezoelectric substrate constituting the microchannel portion, wherein the composite sensor element is housed in a container covering the composite sensor element. is there.
要するに本発明は、従来の技術に記載する集積型反応解析における検出電極の面積が小さかったことによる検体液の検知の難しいさを解消するためと、マイクロ流路内を搬送する液体の流通性の状態は換言すれば、マイクロ流路内の圧力変動に起因することから、マイクロ流路内の圧力変化量を検知することにより、安定した流れを確保することを実現したものである。その結果従来に挙げる課題を解決することができる。 In short, the present invention eliminates the difficulty of detecting the sample liquid due to the small area of the detection electrode in the integrated reaction analysis described in the prior art, and improves the flowability of the liquid transported in the microchannel. In other words, since the state is caused by pressure fluctuation in the microchannel, it is possible to secure a stable flow by detecting the amount of pressure change in the microchannel. As a result, the conventional problems can be solved.
以上説明したように本発明によれば、マイクロ流路を中心とした複合的な検出を実現する複合センサ素子により、マイクロ流路における検体液の検知を可能にし、更には、マイクロ流路内に加わる圧力を検知することで、マイクロ流路を介して供給する流体、気体の圧力変化をも感知する複合センサとして機能させることで、検知素子を部品点数を削減することができる。 As described above, according to the present invention, it is possible to detect the sample liquid in the micro flow channel by the composite sensor element that realizes complex detection centering on the micro flow channel, and further, in the micro flow channel. By detecting the applied pressure, it is possible to reduce the number of components of the detection element by functioning as a composite sensor that also detects pressure changes in the fluid and gas supplied through the microchannel.
以下、本発明の実施の形態について図を参照して説明する。図１は本発明を構成する複合センサ素子の概念図である。構成する圧電基板は水晶材料をはじめとし、セラミック、ランガサイト、四ほう酸リチウムなど圧電効果を有する材料であれば適応できる。図１に示すように、溝部１によりマイクロ流路部を構成する圧電基板２を挟む形態で、少なくとも圧電基板下面に特性検査用の検出電極（特に図示せず）を形成した圧電基板３を搭載し、更にマイクロ流路部を構成した圧電基板２の上面に圧力検出用の圧電基板４を搭載した構造を有する複合センサ素子５である。
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 is a conceptual diagram of a composite sensor element constituting the present invention. The piezoelectric substrate to be constructed is applicable to any material having a piezoelectric effect such as a quartz material, ceramic, langasite, lithium tetraborate and the like. As shown in FIG. 1, a
図２は図１を詳細に描画したものであるが、例えば水晶材料を用いて溝部１を有するマイクロ流路部の構成としては、図２（ｂ）に描画するように圧電基板に溝部１を形成し、この溝部１に沿って検体液を流すもので検体液の種類については、生体液（血液、髄液等）、抗体液など医療に関係する検体をはじめ、粘性を持つオイルなどを流路部に流すものである。このように図２（ｂ）には溝内検体液の流通を促すよう伝搬波を発生させる励振電極が形成されている。 FIG. 2 is a detailed drawing of FIG. 1. For example, as a configuration of the micro flow path portion having the groove portion 1 using a crystal material, the groove portion 1 is formed on the piezoelectric substrate as shown in FIG. The sample liquid is made to flow along the groove portion 1 and the type of the sample liquid is such that a fluid related to medical treatment such as biological fluid (blood, spinal fluid, etc.), antibody solution, viscous oil, etc. is flowed. It flows on the road. Thus, in FIG. 2B, the excitation electrode for generating the propagation wave is formed so as to promote the flow of the sample liquid in the groove.
一方、図２（ａ）は図２（ｂ）に示すマイクロ流路部を構成した圧電基板２の下面に配置する特性検査用の検出電極を両主面に形成した圧電基板３である。圧電基板としては例えば水晶材料であれば、ＡＴカットの振動モードで予め発振させた状態から周波数特性の変化により特性を検出するものである。
On the other hand, FIG. 2A shows a
上述するように溝部１を流通する検体液の種類については、生体液（血液、髄液等）、抗体液など医療に関係する検体をはじめ、粘性を持つオイルなどを流すことで、事前に各種状態の平均的な周波数の数値を確認しておき、平均値（周波数）との絶対変化量（差）がすなわち、この流路部を流す検体液が通過するときに異常値か否かを、圧電基板上に形成する検出電極により周波数の変化量として検知するものである。 As described above, the types of specimen fluids that circulate in the groove portion 1 can be variously determined in advance by flowing a viscous fluid or the like including biological fluids (blood, spinal fluid, etc.), antibody-related specimens related to medical treatment, and the like. Confirm the numerical value of the average frequency of the state, whether the absolute change amount (difference) from the average value (frequency), that is, whether the sample liquid flowing through this flow path is an abnormal value, This is detected as a change in frequency by a detection electrode formed on the piezoelectric substrate.
検出電極の形状としては圧電基板の表裏主面に一般振動子と同様に形成するものである。代表的には上述するＡＴカットの水晶材料が最も周波数変化量を顕著に示すものであるが、ＡＴカットにこだわるものでは無い。なお、図２（ａ）に示す圧電基板はマイクロ流路部を構成する圧電基板２上面に配置しても構わない。 The detection electrode is formed on the front and back main surfaces of the piezoelectric substrate in the same manner as a general vibrator. Typically, the above-described AT-cut quartz material exhibits the most significant amount of frequency change, but is not particular about AT-cut. Note that the piezoelectric substrate shown in FIG. 2A may be disposed on the upper surface of the piezoelectric substrate 2 constituting the microchannel portion.
さて、図２（ｃ）については、前述するマイクロ流路部を構成した圧電基板２上に圧力検出用の圧電基板４を配置したものである。ここで用いる圧電基板としても、水晶材料を例に取るとＸカットが最も適したものである。Ｘカットの水晶材料は圧電基板の厚み方向、すなわち圧電基板４の両主面に形成する電極方向に加わる圧力や歪み成分から周波数の変化量に置き換えて、圧電基板４に加わる圧力値を知ることができ、この圧電基板４に加わるマイクロ流路部からの圧力を検知することで、マイクロ流路部を流れる検体液の異常を検知することができる。 In FIG. 2C, the piezoelectric substrate 4 for pressure detection is disposed on the piezoelectric substrate 2 that constitutes the above-described microchannel portion. As the piezoelectric substrate used here, X-cut is most suitable when a quartz material is taken as an example. The X-cut quartz material knows the pressure value applied to the piezoelectric substrate 4 by replacing the pressure and strain components applied in the thickness direction of the piezoelectric substrate, that is, the direction of the electrodes formed on both principal surfaces of the piezoelectric substrate 4, with the amount of change in frequency. By detecting the pressure from the microchannel portion applied to the piezoelectric substrate 4, it is possible to detect an abnormality in the sample liquid flowing through the microchannel portion.
一例として、例えばマイクロ流路内を血液を搬送する場合に、輸血中に管が外れたり、その逆に管がつまるなど、マイクロ流路を通過する液体に異常が発生したときに、その異常を圧力変化として検知するものである。そのためには、通常時の圧力分布を統計的にまとめておき、この統計数値とは異なる周波数の変化量から換算した圧力値を検知したときに、マイクロ流路部を流れる検体液の異常を知ることができる。 As an example, for example, when blood is transported in a micro flow channel, if an abnormality occurs in the liquid that passes through the micro flow channel, such as when the tube comes off during transfusion or vice versa, the abnormality is detected. It is detected as a pressure change. For this purpose, the normal pressure distribution is statistically summarized, and when the pressure value converted from the change in frequency different from this statistical value is detected, the abnormality of the sample liquid flowing through the microchannel section is known. be able to.
上述を図２（ｄ）の側面図で描画すると、検体液が紙面右から左に流通したときに、圧電基板３では検体液の粘度や比重の異常を圧電基板３に形成する検出電極により周波数の変化として認識するもので、圧電基板４では検体液の流通時の停滞異常を圧力として検出するものである。なお、上述の測定系については、特に記載しないが、図２（ｄ）の圧電基板３と圧電基板４に形成する電極から測定器に信号が出力される。
When the above is drawn in the side view of FIG. 2D, when the sample liquid flows from the right to the left of the page, the
なお、上述する複合センサ素子５は上記で説明する図２（ａ）〜（ｃ）の構成を基本として、上記複合センサ５全体を被うような容器６に収納することもできる。なお、容器６には流路部１に検体液を供給するために図示していないが一部分に孔がある。
The above-described
１ 溝部（流路部）
２ 圧電基板（マイクロ流路部のある）
３ 圧電基板（特性（状態）検査用の検出電極を形成した）
４ 圧電基板（圧力検出用）
５ 複合センサ素子
６ 容器
1 Groove (flow channel)
2 Piezoelectric substrate (with microchannel)
3 Piezoelectric substrate (detection electrode for characteristic (state) inspection formed)
4 Piezoelectric substrate (for pressure detection)
5 Compound sensor element 6 Container
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A composite sensor element housed in a container covering the composite sensor element according to claim 1.
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