JP5225981B2 - 空中浮遊分析物を空気中で直接検出するための自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサー - Google Patents

Description

関連出願の相互参照
本出願は、２００７年１月２３日出願の米国特許出願第11/625,919号、名称「Self-Exciting, Self-Sensing Piezoelectric Cantilever Sensor」の優先権を主張し、これは本明細書に参照としてその全体が組み込まれる。米国特許出願第11/625,919号は、２００６年１月２３日出願の米国特許仮出願第60/761,172号、名称「Piezoelectric Cantilever Sensors」および２００６年７月１１日出願の米国特許仮出願第60/807,020号、名称「Piezoelectric Cantilever Sensors」の優先権を主張する；これらはともに本明細書に参照としてその全体が組み込まれる。本出願はまた、２００６年５月１０日出願の米国特許仮出願第60/746,951号、名称「Detection of Airborne Pathogens Directly in Air」の優先権も主張し、これも本明細書に参照としてその全体が組み込まれる。

技術分野
本技術分野は一般にセンサーに関し、さらに具体的には、圧電カンチレバーセンサーならびに、圧電カンチレバーセンサーを用いて分析物を検出および測定することに関する。

背景
カンチレバーセンサーは、センサーの寸法により、マイクロカンチレバーとマクロカンチレバーの大きく２種類に分類することができる。マイクロカンチレバーセンサーは、静的（曲げ）モードおよび動的（共振）モードの両方で用いることができる。静的モードにおいては、カンチレバーアームの変形を測定して、分析物（分析されている物質）が存在するかどうかを決定する。動的モードにおいては、共振周波数を測定して、分析物が存在するかどうかを決定する。マクロカンチレバーセンサーは一般に静的モードでは用いず、これはカンチレバーアームの曲げが多くの場合制限されているからである。マクロカンチレバーセンサーは、液体浸漬状態または気体中または真空下で用いることができる。一般に、カンチレバーセンサーを液体中より気体／真空中で用いる場合に、感度はより高くなる。液体に湿らせることは感度に悪影響を与える傾向がある。しかし、液体媒体中で分析物を測定することには、多くの実際的な用途がある。

既知のマイクロカンチレバーセンサーの１つの種類は、シリコンベースのマイクロカンチレバーセンサーである。代表的なシリコンベースのマイクロカンチレバーセンサーは、共振器として作用するマイクロカンチレバーを含む。マイクロカンチレバーは、マイクロカンチレバーのベースにある外部アクチュエーターにより駆動されて、共振器に振動を発生させる。一般に、振動は外部の光学検波器により検出される。代表的なシリコンベースのマイクロカンチレバーの１つの欠点は、検出に必要な複雑な外部光学部品である。さらに、光学的検出手段は、光学的に透明な試料へのマイクロカンチレバーセンサーの適用を制限するという欠点がある。別の欠点は、外部アクチュエーターによりセンサーに付加される重量および複雑さである。さらに他の欠点は、外部アクチュエーターが、マイクロカンチレバーのベース部にのみ配置可能であることであり、これは、カンチレバーの振動を駆動させる際にその有効性を制限する。シリコンベースのマイクロカンチレバーセンサーのさらなる欠点は、機械的に脆弱であることである。したがって、シリコンベースのマイクロカンチレバーセンサーは、液体流速の高い環境では用いることができない。さらに、代表的なシリコンベースのマイクロカンチレバーセンサーは、液体媒体中では粘性減衰のために検出感度が損われる。

既知のカンチレバーセンサーの他の種類は、石英ベースの圧電カンチレバーセンサーである。石英は弱圧電性であり、したがってシリコンベースのカンチレバーセンサーと同様に、石英ベースの圧電カンチレバーセンサーは、液体媒体中では粘性減衰のために検出感度が損われる。さらに、石英ベースのセンサーの検出感度は、センサーの平面形状により制限される。

従来の圧電カンチレバーは、圧電層の一部または全表面上に非圧電層を取り付けて製造されることが知られている。いくつかの従来の圧電カンチレバーにおいて、圧電層は１つの端で固定され、そのため圧電材料が励振されると、非圧電層が曲がって圧電材料に生じたひずみに対応する。励振周波数が下にある機械構造の固有周波数に等しい場合、共振が起こる。この型の圧電カンチレバーセンサーは、ミリメートルサイズで約１００ｋＨｚより低い周波数において動作することが知られている。現在、より高い周波数は、カンチレバーセンサーを非常に短く（長さ１．０ｍｍ未満）、非常に狭く（幅０．１ｍｍ未満）、および非常に薄く（厚さ１００μｍ未満）することによってのみ、得ることができる。しかし、カンチレバーセンサーの寸法を小さくすると、特に幅を狭めると、粘性減衰のために液体媒体中での使用性が損なわれる。減衰は、カンチレバー幅の二乗に逆比例して増加する。

最新のバイオセンシング技術は、蛍光、レーザー、光ファイバーに基づく方法、水晶微量天秤技術、電気化学的酵素免疫測定法、および／または金属粒子への結合に依存する。これらの技術のほとんどは直接的ではなく、定量的でもない。これらの技術の多くはまた、非常に遅い。さらに、前記技術のほとんどは、種々の異なるパラメータを測定する便利な方法を提供可能な、質量変化の測定には役に立たない。

共振周波数に基づく質量センサーには３種類の要素、アクチュエーター（ドライバー）、共振器、および検出器が必要である。質量センサーの１例は、シリコンベースのマイクロカンチレバーであり、これは存在するシリコンベースの手法に容易に統合することができる。シリコンベース・マイクロカンチレバー質量センサーにおいて、マイクロカンチレバーは共振器として作用し、マイクロカンチレバーのベースにある外部のチタン酸ジルコン酸鉛（ＰＺＴ）アクチュエーターにより駆動されて共振器に振動を発生させ、これを外部の光学検波器によって検出することができる。バイオ関連の検出では、受容体がカンチレバー表面に固定化される。カンチレバー表面に固定化された受容体への抗原の結合は、カンチレバーの質量を増加させ、共振周波数の減少を引き起こす。標的分子の検出は、機械的共振周波数のモニタリングにより実現される。シリコンベースのマイクロカンチレバーは評判がよいが、これらは検出において、複雑な外部の光学部品に依存している。さらにＰＺＴ振動ドライバーが、センサーの重量および複雑性に付加される。さらに、外部アクチュエーターは、マイクロカンチレバーのベース部にのみ配置可能であり、これは、カンチレバーの振動を駆動させる際にその有効性を制限する。光学検出手段はまた、光学的に透明な試料への適用を制限する。

質量検出に加えて、シリコンベースのマイクロカンチレバーはまた、小分子に対するセンサーとしても用いられており、これは、カンチレバー上に発生した応力を、カンチレバーに付随する受容体上に種を吸着して検出することによる。抗体またはＤＮＡ受容体でマイクロカンチレバーの表面を被覆して、標的生体分子に結合させる。標的分子の、マイクロカンチレバー表面の受容体への結合または分離の際に発生する応力は、マイクロカンチレバーのたわみを引き起こし、これは外部の光学要素により、またはカンチレバー表面の圧電抵抗性被覆層上の吸着／応力誘発性ＤＣ電圧により、検出することができる。

シリコンベースのセンサーに比べて、ミリメートルサイズの圧電カンチレバーセンサーは嵩高くなく、複雑でもない。圧電デバイスは、その短い応答時間および高い圧電係数のために、優れた変換候補である。これらは圧電性であるため、機械的共振の駆動および検出を、共振器内で電気的に便利に行うことができる。現在、圧電バイオセンサーは、検出に厚さモード共振を用いるディスクデバイスである、市販の水晶微量天秤（ＱＣＭ）に基づく。水晶は弱い圧電材料であるが、層厚さのモニターとして広く用いられ、その理由の一部は、膜作製用の大きい単結晶水晶が利用できるためである。１０^−９ｇ／ｃｍ^２の最小検出可能質量密度（ＤＭＤ）を有する５ＭＨｚのＱＣＭの典型的な質量検出感度は、約１０^−８ｇ／Ｈｚであり、ミリメートルサイズの圧電カンチレバーよりも約４桁ほど感度が低い。

長さ約１００μｍ、幅数１０μｍ、および厚さ数μｍのマイクロカンチレバーが存在する。このようなマイクロカンチレバーは、曲げモードまたは共振モードで検出に用いられる。これらのマイクロカンチレバーの欠点は、その共振特性が粘性減衰のために著しく低下することである。さらに、これらの液体媒体中での使用は、数μｌ／分の非常に低い流速において実現された。

D. W. CarrおよびH. G. Craigheadの「Fabrication of nanoelectromechanical systems in single crystal silicon using silicon on insulator substrates and electron beam lithography」J. vac. Sci. Technology. B., 15(6), 1997. pp 2760-2763には、数百ｎｍオーダーのメッシュ構造のビームセンサーおよび多重ビームセンサーの製造が開示され、４０ＭＨｚの高い共振周波数が達成された。２００７年１月２３日出願の米国の同時係属出願第11/659,919号、名称「Self-Exciting, Self-Sensing Piezoelectric Cantilever Sensor」は、本発明者により共同で発明され、ミリメートルサイズの圧電励振カンチレバーセンサーの液体試料環境における構造および基本操作について述べている。

したがって、現在存在するセンサーの検出能力を改善することに対する要求、および空中浮遊種を検出するための改善された能力を有するセンサー提供の要求が存在する。

概要
自己励振・自己検出型圧電カンチレバー検出装置は、圧電層と、これに取り付けられた非圧電層であって、非圧電層の遠位端が圧電層の遠位端を越えて伸びるか、または圧電層の遠位端が非圧電層の遠位端を越えて伸びるような様式で取り付けられている、前記非圧電層とを含む。すなわち、圧電層は非圧電層に、圧電層と非圧電層が同一の広がりを持たない様式で結合している。本圧電カンチレバー検出装置の種々の構成において、圧電層、非圧電層、または両者は、少なくとも１つのベースに固定されている。電極は、圧電層と動作可能に関連する。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーは、質量変化を検出するために用いられる。検出装置上の分析物の質量を決定するために、カンチレバーセンサーの機械要素の共振周波数を測定する。測定された共振周波数をベースライン共振周波数と比較して、周波数の差を決定する。周波数の差は、検出装置上の分析物の質量を示す。

本発明の態様によれば、空中浮遊病原体の空気中での検出は、液体または固体マトリックス中での試料収集を必要とすることなく、実施される。１つの側面によれば、例えば生物学的または化学的物質などの標的分析物の空中検出の方法は、検出装置を空中浮遊分析物に暴露することにより実施される。検出装置上に位置する識別実体は分析物に結合し、分析物が気体中に存在している間に検出可能である。具体的な識別実体の例は、化学物質の検出用の化学コーティングおよび生物物質の検出用の固定化抗体を含む。

本発明の１つの側面において、検出装置は、圧電層、非圧電層、およびこれら２つの層のどちらかの上に位置する識別実体を含む、センサーを含む。第１の態様において、センサーは、１つの端のみで固定されたカンチレバーアセンブリである。ここで、圧電層はベースに接続され、非圧電層は、圧電層の端に重なり合う様式で取り付けられる。電極は圧電層に取り付けられ、電気的に駆動されて、圧電層に共振を励起する。非圧電層上の識別領域は、気流に暴露された場合に分析物を引き寄せ、圧電層および非圧電層および識別領域の組み合わせにより形成されるカンチレバーの質量変化を引き起こす。ベースライン共振周波数と比較した、分析物が付着した場合の共振周波数の変化を決定し、周波数シフトは、識別実体に保持された分析物の量を示す。

センサーの構成は、異なる周波数検出点に適合するために変えてもよい。センサーの第２の型は、ビーム（梁）型のセンサーの使用が関与し、ここで非圧電層は両端でベース構造に取り付けられる。圧電層は非圧電層の上に配置され、上記のように、共振に励起される。非圧電層または圧電層どちらかの上の識別実体は、エアロゾル化された分析物への暴露により、質量変化を引き起こし、ビームセンサーの共振周波数の周波数シフトをもたらす。このようにして分析物を検出することができ、その質量が決定される。センサーの第３の型は、ビームセンサーの変形であり、ここで圧電層はビームであり、非圧電層はビームの最上部に取り付けられる。

空中浮遊分析物を検出する装置は、噴霧器に取り付けられたカンチレバーセンサーを含む暴露管を含み、該噴霧器は分析物をエアロゾル化して、分析物を、センサーを横切る気流中に存在させる。分析器はセンサーの共振周波数を測定し、分析物が気流中に存在するかどうか、およびその量を決定する。

本発明を特徴づける、これらおよび種々の他の利点および新規な特性は、本明細書に付随するクレームに詳細に指摘され、本明細書の一部を構成する。しかし、本発明、その利点およびその使用により得られる目的物のよりよい理解のために、本明細書のさらなる一部を構成する図および付随する記述事項も参照すべきであり、これらには、本発明の好ましい態様の説明および記載がある。

この概要は、選択された概念を単純化した形で紹介するために提供されたものであり、これらについては詳細な説明においてさらに記載される。この概要は、クレームの対象の鍵となる特徴または本質的な特徴を同定することを意図せず、また、クレームの対象の範囲を限定するために用いることも意図しない。
上記の概要および以下の詳細な説明は、添付の図面と併せて読む場合によりよく理解される。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの説明のために、その例示の構造が図面に示されている；しかし、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーは、開示された特定の方法および手段に限定されるものではない。

図１は、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの例示の構成の図である。 図２は、例示の自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの断面図であり、圧電層に動作可能に関連する電極用の電極配置領域を示す。 図３は、例示の自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの断面図であり、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーのベース部内の、例示の電極配置を示す。 図４は、例示の自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの断面図であり、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーのベース部の外の、例示の電極配置を示す。 図５は、圧電層の遠位端が非圧電層の遠位端とぴったり重なっている、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの例示の構成の図である。 図６は、圧電層の遠位端が非圧電層の遠位端を越えて伸び、圧電層の隣接端が非圧電層の隣接端を越えて伸びている、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの例示の構成の図である。 図７は、２つのベース部を有する、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの例示の構成の図である。 図８は、圧電層がどちらのベース部にも取り付けられていない、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの他の例示の構成の図である。 図９は、２つの端で固定された圧電層を有する、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの例示の構成の図である。 図１０は、圧電層が２つの部分を有し、その１つが固定された、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの例示の構成の図である。 図１１は、圧電層が２つの部分を有し、その１つが固定された、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの例示の構成の別の図である。 図１２は、圧電層が２つの部分を有し、そのどちらもが固定されていない、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの例示の構成の図である。 図１３は、固定された非圧電部と、固定されていない圧電部とを有する、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの例示の構成の図である。 図１４は、非圧電層がどちらのベース部にも取り付けられていない、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの他の例示の構成の図である。 図１５は、圧電部が、圧電部と異なる幅を有する、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの他の例示の構成の図である。 図１６は、圧電層と非圧電層を含む、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの例示の構成の図であり、ここで圧電層の幅は非圧電層１６の幅より狭く、圧電層の遠位端は非圧電層の遠位端を越えて伸び、圧電層の隣接端は非圧電層の隣接端を越えて伸びている。 図１７は、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーを利用して、分析物を検出するための例示の方法のフロー図である。 図１８は、空気中で作動された、図１に示す自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの構成の、例示の共振スペクトルのプロットである。 図１９Ａは、本発明の方法において有用な圧電カンチレバーセンサーの斜視図である。 図１９Ｂは、本発明の方法において有用な固定圧電励振カンチレバービームセンサーの態様の図である。 図１９Ｃは、本発明の方法において有用な浮動圧電励振カンチレバービームセンサーの態様の図である。 図１９Ｄは、本発明の方法において有用な固定バイモルフ圧電励振カンチレバービームセンサーの態様の図である。 図１９Ｅは、本発明の方法において有用なオーバーハング型圧電励振カンチレバービームセンサーの態様の図である。 図１９Ｆは、本発明の方法において有用な固定チタン酸ジルコン酸鉛（ＰＺＴ）圧電励振カンチレバービームセンサーの態様の図である。 図１９Ｇは、本発明による浮動先端ＰＥＭＣ（ｆｔＰＥＭＣ）センサーの態様の概略図である。 図２０は、図１に示すものなどのオーバーハング型圧電カンチレバーセンサーの第１の態様の、空気中における共振スペクトルである（図４７表１のｏＰＥＭＣ＃１参照）。 図２１は、１に示すオーバーハング型圧電カンチレバーセンサーの第２の態様の、空気中における共振スペクトルである（図４７表１のｏＰＥＭＣ＃２参照）。 図２２は、図１に示すオーバーハング型圧電カンチレバーセンサーの第３の態様の、空気中における共振スペクトルである（図４７表１のｏＰＥＭＣ＃３参照）。 図２３は、図１に示すオーバーハング型カンチレバーセンサーの第４の態様の、空気中における共振スペクトルである（図４７表１のｏＰＥＭＣ＃４参照）。 図２４は、図１に示すオーバーハング型カンチレバーセンサーの第５の態様の共振スペクトルである（図４７表１のｏＰＥＭＣ＃５参照）。 図２５は、１００ｍＶで励振された固定ＰＥＭＣＢセンサー（ａＰＥＭＣＢ、図１９Ｂ）の、空気中における、位相角対励振周波数の共振スペクトルプロットである。 図２６は、浮動ＰＥＭＣＢ（ｆＰＥＭＣＢ＃１、図１９Ｃ）センサーの、空気中１００ｍＶの励振電圧における、位相角対励振周波数プロットを用いた共振特性を示す図である。 図２７は、固定バイモルフＰＥＭＣＢ（ａｂＰＥＭＣＢ＃１、図１９Ｄ）センサーの、空気中１００ｍＶの励振電圧における、位相角対励振周波数プロットを用いた共振スペクトルである。 図２８は、オーバーハング型ＰＥＭＣＢ（ｏＰＥＭＣＢ＃１、図１９Ｅ）センサーの、空気中１００ｍＶの電圧で励振された場合の共振スペクトルである。 図２９Ａは、空中浮遊炭疽菌検出の実装に用いる装置の図である。 図２９Ｂは、空中浮遊炭疽菌検出の実装に用いる装置の図である。 図３０Ａは、空気中で炭疽菌を検出する検出実験の結果を示す図である。 図３０Ｂは、対照として無機粒子を用いた、空気中で炭疽菌を検出する検出実験の結果を示す図である。 図３１は、図３０Ａの実験についての検出の確認を示す図である。 図３２は、本発明の方法により試験されたセンサーの走査型電子顕微鏡写真であり、センサー表面に固定化された炭疽菌胞子を示す。 図３３は、本発明の湿度注入器の側面を示す図である。 図３４は、本発明の方法のフロー図である。 図３５は、センサーのノッチ構造を示す図である。 図３６は、センサーのサンドイッチ構造を示す図である。 図３７は、センサーの代替のサンドイッチ構造を示す図である。 図３８は、センサー形状について図１９Ａの代替を示す図である。 図３９は、図１９Ａのセンサーの別の代替の構成を示す図である。 図４０は、図１９Ｆのビーム型構造を示す図である。 図４１は、図１９Ｅの代替の構成を示す図である。 図４２は、図１９Ｇの代替の構成を示す図である。 図４３は、図４２の代替の構成を示す図である。 図４４は、図３６の代替の構成を示す図である。 図４５は、層が少なくとも部分的にベースに固定されている、複数層のセンサーの構成を示す図である。 図４６は、修正されたベースを有する構成を示す図である。 図４７は、表１を含む図である。 図４８は、表２を含む図である。 図４９は、表３を含む図である。 図５０は、表４を含む図である。

例示の態様の詳細な説明
本明細書に記載の自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーは、極少量の分析物を検出および測定する能力を提供する。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーは、液体中に浸漬された分析物、および気体または真空中に含まれる分析物を、検出および測定するために用いることができる。種々の例示の構成において、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーは、少なくとも１つの圧電層および少なくとも１つの非圧電層を含み、ここで圧電層は非圧電層に、圧電層と非圧電層が同一の広がりを持たない様式で結合している。圧電層、非圧電層、または両者は、少なくとも１つのベースに固定されている。圧電層および非圧電層は、種々の幅、長さおよび厚さであることができる。

自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーは、その上に蓄積された分析物の質量を決定するために用いることができる。１つの例示の態様において、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの一部は媒体中（例えば、液体、気体、真空）に配置される。媒体中にあって、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの共振周波数を測定し、ベースライン共振周波数と比較する。測定された共振周波数とベースライン共振周波数の差は、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーに蓄積された（例えば、結合された、吸着された、吸収された）分析物の質量を示す。

分析物は、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの非圧電部の表面に、直接または間接的に結合されることができる。分析物の、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの非圧電部への結合は、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの質量の変化、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの剛性の変化、またはこれらの組み合わせを引き起こす。質量および／または剛性の変化は、共振周波数の変化として測定することができ、適切な分析装置、例えばオペアンプ、インピーダンスアナライザー、ネットワークアナライザー、発振回路などにより、モニタリングおよび測定可能である。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの少なくとも一部のみが液体中に浸漬された場合の共振周波数の変化は、検出可能で測定可能である。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの少なくとも一部のみが気体または真空中に浸漬された場合の共振周波数の変化も、検出可能で測定可能である。

自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーは、例えば０．１ＭＨｚ〜６ＭＨｚのオーダーなどの高周波数においても動作可能である。これらの高周波数において、Ｑ係数（共振ピーク周波数の、共振ピーク高さの中点におけるピーク幅に対する比率）で１０〜１００のオーダーの値を、液体浸漬下で得ることができる。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーは、液体媒体、気体媒体および真空媒体中で比較的高周波数において動作可能である。したがって自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーは、質量変化に対して極限の感度を提供する。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーは、媒体中に非常に低濃度で存在する分析物に対して特に好適であり、媒体は例えば、体液、水、および食品材料などである。

本明細書に記載の自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーは、液体媒体中に浸漬された場合に、１００アトグラム／Ｈｚ（１００×１０^−１８ｇ／Ｈｚ）以下もの少量で蓄積された質量における変化を検出する能力を提供する。したがって、質量変化を検出することについて、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの感度は、石英結晶マイクロカンチレバーセンサーより約百万倍、標準の分析装置より約１００，０００倍、そして従来の３層圧電カンチレバー設計より約１０，０００倍も高い。

自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーは、その非圧電部に結合した極小濃度の分析物の検出を可能とする。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーを用いると、病原体およびタンパク質は、数個の病原体／ｍＬまでの濃度において、および平均サイズ（６０ｋダルトン、ｋＤａ）のタンパク質については、１病原体／ｍＬ未満での濃度で検出可能である。さらに、非圧電部の有機または無機官能基に結合する任意の分析物が検出可能である。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーは、比較的高い流速の媒体中で動作可能である。圧電カンチレバーセンサーは、流速０．５〜１０．０ｍＬ／分を有する媒体中で動作可能であり、これは、既知の曲げモードマイクロカンチレバーで成功して用いられる流速より、約１０００倍速い。

本圧電カンチレバーの種々の例示の用途は以下を含む：炭疽菌などのバイオテロリズム剤の検出、大腸菌などの食品媒介病原体の検出、食品および水中の病原体の検出、体液中のある細胞型（例えば、循環する腫瘍細胞）の検出、体液中のバイオマーカー（例えば、特定の病態生理をマークするタンパク質、α−フェトタンパク質、β２−ミクログロブリン、膀胱癌抗原、乳癌マーカーＣＡ−１５−３、および他のＣＡ類（癌抗原）、カルシトニン、癌胎児性抗原、その他）の検出、例えばトリニトロトルエン、ジニトロトルエンの存在などの爆発性マーカーの検出、および空気媒介毒素および水媒介毒素の検出。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーはまた、ピコグラムレベルでの生物学的実体の検出および、タンパク質−タンパク質相互作用の、静的および動的両方の状態での検出にも用いることができる。

病原体、例えば大腸菌は、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーを用いて検出可能である。モデルタンパク質、リポタンパク質、ＤＮＡおよび／またはＲＮＡの、１．０フェムトグラム／ｍＬ（１０^−１５ｇ）の濃度での、および病原体の、１病原体／ｍＬでの検出もそれぞれ、液体中で直接、標的分析物に特異的な抗体で固定化された自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーを用いて、約１〜２ＭＨｚの周波数で測定することにより実現可能である。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーは、汚染物質が存在する場合でも、擬陽性または擬陰性なしに、標的分析物を検出することができる。本明細書に記載の自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーは、加工なし、調製なし、濃縮段階なし、および／またはいかなる種類の濃縮なしの生の試料に用いる場合に特に有利である。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーを用いた分析物の検出は、流れる状態のもとで、例えば０．５〜１０．０ｍＬ／分での、生の試料中で直接行うことができる。クリーンな試料が利用可能である場合、例えば研究室環境などでは、１フェムトグラム／ｍＬでの検出も可能である。この感度は、既知の光学技術に付随する感度より約１００倍も高い。

以下に記載するように、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの感度は、一つにはそれ自身の幾何学的デザインによる。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの圧電層と非圧電層の相対的な長さと幅が、感度を決定し、また自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーが提供する周波数スペクトルのピーク形状も決定する。以下にさらに詳細に説明するように、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーは、一緒に結合された圧電層および非圧電層を含み、これらは、圧電層の一部が非圧電層を越えて伸びるか、または非圧電層の一部が圧電層を越えて伸びるか、またはこれらの組み合わせであるような様式で結合される。したがって、圧電層と非圧電層は、同一の広がりを持たない。すなわち、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーは、非圧電層の表面全体が圧電層の表面全体に結合されてはいない様式で構成されている。

自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの感度は、一つにはカンチレバーセンサーの圧電層を動作および検出の両方に用いていること、および自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの圧電層の電気機械的特性による。共振において、振動するカンチレバーは、圧電層の応力を、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーのベース部分に集中させる。これにより、圧電層の抵抗成分に増幅された変化がもたらされ、共振周波数に大きなシフトが生じる。この応力を、低い曲げ係数を有する圧電層の部分（例えばよりフレキシブルな部分）に導くことにより、共振周波数の関連するシフトの探索が可能となって、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの質量における、極めて小さな変化が検出される。例えば、圧電カンチレバーセンサーの圧電層と非圧電層の両方が同じ端において固定されている場合（例えば、エポキシに入れられた場合）、センサーは質量変化に対して感度が低いが、これは、固定端に近接した検出圧電層の曲げ応力が、圧電層のみが固定された場合に比べて小さいからである。これは、組み合わされた２層の曲げ係数が、圧電層のみを固定した場合より高いためである。曲げ係数は、弾性係数と中性軸周りの慣性モーメントの積である。そして慣性モーメントは、厚さの三乗に比例する。

図１は、圧電部１４および非圧電部１６を含む、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサー１２の図である。圧電部は大文字のＰ、非圧電部は大文字のＮＰと表示されている。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサー１２は、無固定でオーバーハング型の、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの１形態を示す。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサー１２が「無固定」と呼ばれるのは、非圧電層１６がベース部２０に取り付けられていないからである。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサー１２が「オーバーハング型」と呼ばれるのは、非圧電層１６が圧電層１４の遠位端２４を越えて伸び、非圧電層１６のオーバーハング部分２２を作り出しているからである。圧電部１４は非圧電部１６に、接着部１８を介して結合される。圧電部１４および非圧電部は、領域２３で重なり合っている。接着部１８は、圧電部１４と非圧電部１６の重なり部分の間に位置する。圧電部１４は、ベース部２０に結合されている。

圧電部１４は任意の好適な材料、例えば、チタン酸ジルコン酸鉛、マグネシウムニオブ酸鉛−チタン酸鉛固溶体、チタン酸鉛ストロンチウム、石英シリカ、圧電セラミックチタン酸ジルコン酸鉛（ＰＺＴ）、および圧電セラミック−ポリマー繊維複合材等を含むことができる。非圧電部１６は、任意の好適な材料、例えばガラス、セラミック、金属、ポリマー、および１または２以上のセラミックとポリマーの複合材、例えば二酸化ケイ素、銅、ステンレス鋼、チタン等を含むことができる。

自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーは、任意の適当な組み合わせの寸法を有する部分を含むことができる。さらに、物理的寸法は一定でなくてもよい。したがって、圧電層および／または非圧電層は先細形状であることができる。例えば、圧電部（例えば圧電部１４）の長さ（例えば図１のＬ_Ｐ）は、約０．１〜約１０ｍｍの範囲であることができる。非圧電部（例えば非圧電部１６）の長さ（例えば図１のＬ_ＮＰ）は、約０．１〜約１０ｍｍの範囲であることができる。重なり領域（例えば重なり領域２３）は、約０．１〜約１０ｍｍの範囲の長さであることができる。圧電部（例えば圧電部１４）の幅（例えば図１のＷ_Ｐ）、および非圧電部（例えば非圧電部１６）の幅（例えば図１のＷ_ＮＰ）は、約０．１ｍｍ〜約４．０ｍｍの範囲であることができる。圧電部の幅（例えば図１のＷ_Ｐ）は、非圧電部の幅（例えば図１のＷ_ＮＰ）と異なっていてもよい。圧電部（例えば圧電部１４）の厚さ（例えば図１のＴ_Ｐ）、および非圧電部（例えば非圧電部１６）の厚さ（例えば図１のＴ_ＮＰ）は、約０．１ｍｍ〜約４．０ｍｍの範囲であることができる。圧電部の厚さ（例えば図１のＴ_Ｐ）もまた、非圧電部の厚さ（例えば図１のＴ_ＮＰ）と異なることができる。

図２は、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサー１２の断面図であり、圧電部１４と動作可能に関連する電極のための、電極配置領域２６を示す。電極は、括弧２６で示すように、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの圧電部の上の任意の適切な位置に配置することができる。例えば、図３に示すように、電極２８は、ベース部２０内の圧電部１４に結合することができる。または、図４に示すように、電極３２は、圧電部１４の、ベース部２０内以外の任意の位置であってかつ非圧電部１６が重なっていない位置に結合することができる。電極は、圧電部１４に対して対称的に配置する必要はない。例示の態様において、１つの電極は圧電部１４のベース部２０内に、他の電極は圧電部１４のベース部２０以外の位置に、結合することができる。電極、または任意の適切な手段（例えば、誘電手段、無線手段）を用いて、電気信号を圧電部１４へと提供し、またはこれから受け取ることができる。１つの例示の態様において、電極は圧電部１４に、接着パッドなど（図３の要素３０、および図４の要素３４）を介して、結合することができる。例示の接着パッドは、化学センシングまたは生物センシングで用いるのに適当な受容体材料および／または吸収材料を不動化することができる、任意の適切な材料（例えば、金、二酸化ケイ素）を含むことができる。

電極は、任意の適切な位置に配置することができる。１つの例示の態様において、電極は圧電層１４の応力集中の位置近くに、動作可能に配置される。上述したように、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの感度は部分的に、応力を圧電層１４に有利に導く（集中させる）ことおよび、この近くに電極を配置することによる。本明細書に記載された自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサー（およびその変形）の構成は、振動関連応力を圧電層１４に集中させる傾向がある。共振において、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの幾つかの構成では、振動するカンチレバーは、圧電層１４のベース部２０に近い部分に応力を集中させる。これにより、圧電層１４の抵抗成分に増幅された変化がもたらされ、応力の高い部位において共振周波数の大きなシフトが生じる。この応力を、低い曲げ係数を有する（例えば、よりフレキシブルである）圧電層１４の部分に導くことにより、共振周波数の関連するシフトの探索が可能となって、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの質量における、極めて小さな変化が検出される。したがって、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの例示の構成において、ベース部２０近くに位置する圧電層１４の厚さは、ベース部２０から遠い部分の圧電層１４より薄い。これにより、応力を圧電層１４のより薄い部分に向けて集中させる傾向となる。例示の構成において、電極を、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーのベース部近くの、振動関連集中応力の位置またはその近くに配置する。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの他の例示の構成において、電極を、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーのベース部への集中応力の近接度に関わりなく、圧電層における集中応力の位置に近接して配置する。

自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーは、複数の構成にしたがって構成することができ、これらの幾つかは図５〜図１６に示されている。しかし、本明細書に示されている構成は全ての可能な構成を表すものではなく、むしろ自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの構成の代表的な例を表すものであることが理解される。図５は、無固定の自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの例示の構成３６の図であり、ここで圧電部１４の遠位端４０は、非圧電部１６の遠位端３８とぴったり重なっている。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサー３６を「無固定」と呼ぶのは、非圧電部１６がベース部２０に取り付けられていないからである。圧電部１４は、非圧電部１６に接着部１８を介して結合される。接着部１８は、圧電部１４と非圧電部１６の重なり部分の間に位置する。圧電部１４は、ベース部２０に結合される。

図６は、無固定の自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの例示の構成４２の図であり、ここで圧電部１４の遠位端４４は、非圧電部１６の遠位端４６を越えて伸びており、圧電部１４の隣接端４３は、非圧電部１６の隣接端４５を越えて伸びている。圧電部１４は、非圧電部１６に接着部１８を介して結合される。接着部１８は、圧電部１４と非圧電部１６の重なり部分の間に位置する。圧電部１４は、ベース部２０に結合される。

自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーはまた、複数のベース部を含むように構成することもできる。複数のベース部を含む自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの例示の構成を、図７〜図１４に示す。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーを、複数のベース部を含むように構成することは、直感的に分かりにくいが、これは、当業者の期待としては、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの両端を固定することで、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーを複数のベース部に固定した結果自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの変位の制限が生じて、応答の劣化をもたらすからである。２つのベース部を含む自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの構成に関して、１つの例示の態様において、圧電部の変位でなく、圧電部の応力を測定する。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーを、２つのベース部を含むように構成すると、比較的高い媒体流の条件のもとで動作し、優れた質量変化感度を提供可能な、安定で堅固なセンサーが提供される。機械的に堅固な自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーであって、比較的広い範囲の媒体流条件に対し、性能の最小の決定力で耐用できる前記センサーを提供すると共に、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーを２つのベース部を含むように構成することにより、１つのベース部を有する類似寸法のカンチレバーセンサーと比べて、３〜４倍高い（例えば１００ｋＨｚより高い）基本周波数を提供する。

図７は、２つのベース部２０、５０を含む、固定の自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの例示の構成４８の図である。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサー４８を「固定」と呼ぶのは、非圧電部１６がベース部２０に取り付けられているからである。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサー４８に示す構成において、圧電部１４の隣接端５２と非圧電部１６の隣接端５４の両方は、ベース部２０に取り付けられている。圧電部と非圧電部は、任意の適切な手段を介してベース部に取り付けることができる。非圧電部１６の遠位端５８もまた、ベース部５０に取り付けられている。非圧電部１６の遠位端５８は、圧電部１４の遠位端５６を越えて伸びている。圧電部１４は、非圧電部１６に接着部１８を介して結合される。接着部１８は、圧電部１４と非圧電部１６の重なり部分の間に位置している。

図８は、２つのベース部２０、５０を含む、固定の自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの例示の構成６０の図であり、ここで圧電部１４は、ベース部２０またはベース部５０のどちらにも取り付けられていない。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサー６０に示す構成において、非圧電部１６の隣接端６２はベース部２０に取り付けられ、非圧電部１６の遠位端６４はベース部５０に取り付けられている。非圧電部１６の隣接端６２は、圧電部１４の隣接端６６を越えて伸び、非圧電部１６の遠位端６４は、圧電部１４の遠位端６８を越えて伸びている。圧電部１４は、非圧電部１６に接着部１８を介して結合される。接着部１８は、圧電部１４と非圧電部１６の重なり部分の間に位置している。

図９は、固定の自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの例示の構成７０の図であり、これは２つのベース部２０、５０を含み、２つの圧電部１４、７２を含み、および２つの接着部１８、７４を含む。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサー７０に示す構成において、圧電部１４の隣接端７６および非圧電部１６の隣接端７８は、ベース部２０に取り付けられている。圧電部７２の遠位端８０および非圧電部１６の遠位端８２は、ベース部５０に取り付けられている。非圧電部１６の隣接端７８は、圧電部７２の隣接端８６を越えて伸びている。非圧電部１６の遠位端８２は、圧電部１４の遠位端８４を越えて伸びている。圧電部１４の遠位端８４と、圧電部７２の隣接端８６は、その間にスペース８８を形成する。圧電部１４は、非圧電部１６に接着部１８を介して結合される。圧電部７２は、非圧電部１６に接着部７４を介して結合される。接着部１８および７４はそれぞれ、圧電部１４と非圧電部１６、および圧電部７２と非圧電部１６の重なり部分の間に位置している。

図９に示す構成７０についての種々の代替的例示構成においては、圧電部１４、７２の１つのみが、それぞれのベース部２０、５０に取り付けられる。例えば、図１０に示した１つの例示の構成においては、圧電部１４がベース部２０に取り付けられ、圧電部７２はベース部５０に取り付けられていない。別の例示の構成においては、図１１に示すように、圧電部７２がベース部５０に取り付けられ、圧電部１４はベース部２０に取り付けられていない。さらに別の例示の構成においては、図１２に示すように、圧電部１４も圧電部７２も、それぞれのベース部２０、５０に取り付けられていない。圧電層が複数の部分からなっている種々の例示の構成において、電極は任意の１または２以上の圧電部に取り付けることができる。例えば、図９、図１０、図１１および図１２に示す例示の構成において、電極は圧電部１４、圧電部７２、またはこれらの組み合わせに取り付けることができる。

図１３は、２つのベース部２０、５０を含む、固定の自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの例示の構成９０の図であり、ここで圧電部１４はベース部２０に取り付けられ、非圧電部１６はベース部５０に取り付けられている。圧電部１４は、非圧電部１６に接着部１８を介して結合される。接着部１８は、圧電部１４と非圧電部１６の重なり部分の間に位置している。非圧電部１６の遠位端９８は、圧電部１４の遠位端９６を越えて伸びている。圧電部１４の隣接端９２は、非圧電部１６の隣接端９４を越えて伸びている。

図１４は、２つのベース部２０、５０を含む、固定の自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの例示の構成１００の図であり、ここで非圧電部１６は、ベース部２０とベース部５０のどちらにも取り付けられていない。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサー１００に示す構成において、圧電部１４の隣接端１０２は、ベース部２０に取り付けられており、圧電部１４の遠位端１０４は、ベース部５０に取り付けられている。圧電部１４の隣接端１０２は、非圧電部１６の隣接端１０６を越えて伸びており、圧電部１４の遠位端１０４は、非圧電部１６の遠位端１０８を越えて伸びている。圧電部１４は、非圧電部１６に接着部１８を介して結合される。接着部１８は、圧電部１４と非圧電部１６の重なり部分の間に位置している。

図１５は、圧電部１４と非圧電部１６を含む、無固定の自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの例示の構成１１０の図であり、ここで圧電部の幅Ｗ_Ｐは、非圧電部の幅Ｗ_ＮＰより小さい。図１５に示す構成１１０は、図１に示した構成１２に類似であるが、ただし、Ｗ_ＰはＷ_ＮＰより小である。したがって、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサー１１０は、無固定のオーバーハング型自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの態様を示す。圧電部１４は、非圧電部１６に接着部（図１５には接着部は示されず）を介して結合される。接着部は、圧電部１４と非圧電部１６の重なり部分の間に位置している。圧電部１４はベース部２０に結合される。

図１６は、圧電部１４と非圧電部１６を含む、無固定の自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの例示の構成１１２の図であり、ここで圧電部の幅Ｗ_Ｐは非圧電部の幅Ｗ_ＮＰより小さく、および圧電部１４の遠位端１１４は、非圧電部１６の遠位端１１６を越えて伸びており、圧電部１４の隣接端１１８は、非圧電部１６の隣接端１２０を越えて伸びている。図１６に示す構成１１２は、図６に示した構成４２に類似であるが、ただし、Ｗ_ＰはＷ_ＮＰより小である。圧電部１４は、非圧電部１６に接着部（図１６には接着部は示されず）を介して結合される。接着部は、圧電部１４と非圧電部１６の重なり部分の間に位置している。圧電部１４はベース部２０に結合される。

図１７は、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーを用いた、分析物を検出するための例示の方法のフロー図である。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーは、ステップ１２０において提供される。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーは、上記に従って構成するか、またはこれらの任意の適切な変形に従って構成することができる。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーは、ステップ１２２において分析物を受け取るよう準備する。例示の態様において、分析物の誘引物質を自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの非圧電部に適用する。誘引物質は分析物に特異的である。したがって、誘引物質は標的分析物を引き付けるが、他の物質は引き付けない。例えば、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの非圧電部は、以下を引き付けるための誘引物質を含むことができる：炭疽菌などのバイオテロリズム剤、大腸菌などの食品媒介病原体、食品および水中の病原体、体液中の細胞型（例えば、循環する腫瘍細胞）、体液中のバイオマーカー（例えば、特定の病態生理をマークするタンパク質、α−フェトタンパク質、β２−ミクログロブリン、膀胱癌抗原、乳癌マーカーＣＡ−１５−３、および他のＣＡ類（癌抗原）、カルシトニン、癌胎児性抗原、その他）、例えばトリニトロトルエン、ジニトロトルエンなどの爆発性マーカー、空気媒介毒素および水媒介毒素、タンパク質などの生物学的実体、およびこれらの組み合わせ。

自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーを、ステップ１２４において媒体に暴露する。媒体は、任意の適切な媒体、例えば液体、気体、液体と気体の組み合わせ、または真空などを含むことができる。媒体は、広い範囲の流動状態を示すことができる。標的分析物が媒体中に存在する場合、標的分析物は、誘引物質で処理された自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの非圧電部に蓄積する。上記のように、標的分析物が自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの非圧電部に蓄積（例えば結合）すると、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの剛性の変化、および／または自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの質量の増加をもたらし、これにより自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの共振周波数が減少する。

自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの共振周波数は、ステップ１２６で測定する。共振周波数は、任意の適切な手段により、例えばオペアンプ、インピーダンスアナライザー、ネットワークアナライザー、発振回路などにより、測定することができる。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの圧電部の圧電材料が励振されると、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの非圧電部が曲がって、圧電材料に生じたひずみに対応する。励振周波数が下にある機械構造の固有周波数に等しい場合、共振が起こる。

測定した共振周波数を、ステップ１２８においてベースライン共振周波数と比較する。ベースライン共振周波数は、分析物が蓄積していない、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの共振周波数である。測定した共振周波数とベースライン共振周波数の間の周波数の差（周波数シフト）が計測されない場合（ステップ１３０において）、ステップ１３２において、分析物が検出されなかったと決定する。測定した共振周波数とベースライン共振周波数の間の周波数の差が計測された場合は（ステップ１３０において）、ステップ１３４において、分析物が検出されたこと、すなわち分析物が媒体中に存在することを決定する。ステップ１３６において、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの非圧電部に蓄積された分析物の質量を、ステップ１３０で計測した周波数シフトに応じて決定する。

自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの種々の構成を利用して、種々の実験が実施されている。図１８は、図１に示す、空中で作動された自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの構成１２の、例示の共振スペクトルのプロット１３７である。幅Ｗ_ｐおよび幅Ｗ_ＮＰは、それぞれ約２ｍｍである。プロット１３７は、励振電圧１００ｍＶでの、位相角（励振電圧と励振電流の間）対励振周波数を示す。第１共振周波数モード１４０は、およそ１５０〜２００ｋＨｚの間で起こり、第２共振周波数モード１４２は、およそ２５０〜３００ｋＨｚの間で起こった。共振スペクトルは、約９８０ｋＨｚ、２．９０ＭＨｚおよび４．６０ＭＨｚにおいて、高次の特性ピークを示す。

性質係数を、共振周波数の、ピーク高さの中点におけるピーク幅に対する比率として決定した。その結果、性質係数は、共振ピークの鮮鋭度の測度である。実験により、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの性質係数は、センサーが真空から液体流の環境までの異なる環境中に置かれた場合にも、大幅に減少しないことが示された。実験により、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの種々の構成のＱ値は、ピークが検出された位置でのそれぞれの周波数モードに依存して、一般に１０〜７０の範囲であることも示された。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの種々の構成は、真空、空気および流れを含む粘性の環境中で用いられた場合に、一般にそのＱ値は２０％〜３５％を超えて減少しなかった。性質係数の全体的な値における比較的小さなこの損失は、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの持つ能力、すなわち化学物質および種々の生物学的項目を、水および血流を含む粘性の環境中で正確に検出する能力を反映するものである。

実験により、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの感度は、その寸法の関数であることが示された。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの形状寸法における特定の変化は、センサーの質量変化感度を増強し、したがって、低濃度の分析物を検出するセンサーの応答を強化する。共振スペクトル、すなわち空気中の位相角対励振周波数のプロットは、それぞれ１０２±０．０５、９７０±０．０５、および１８１０±０．０５ｋＨｚにおいて、優勢な曲げモード共振ピークを示した。自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの形状寸法を変えることにより、センサーの共振特性が強化された。対応する曲げ共振モードは、より高い周波数で起こり、より大きい位相角を有し、これは自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの共振ピークが、より感度が高く、減衰がより少ないことを示唆した。

１つの例示の実験において、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーの質量変化感度を測定した。既知の質量のパラフィンワックスを、自己励振・自己検出型圧電カンチレバーセンサーのガラス表面に付加し、共振周波数の変化を用いて、ｇ／Ｈｚで表した質量感度を計算した。液体中での質量変化感度を、直接測定した；さらに、質量を付加する前後における共振周波数の変化に対する、既知の質量の比率も測定した。液体中で測定した共振モードの質量感度は、１．５×１０^−１５ｇ／Ｈｚと決定された。

圧電カンチレバーセンサーの空中浮遊分析物検出への適用
出願人は、気相における標的分析物の検出に関する、公表された情報を見出せなかった。本発明は、気相における標的分析物の、分析物をセンサー内の識別実体に結合することによる検出に関する。識別実体は、標的分析物への親和性を示す。生物学的識別実体の例は、ポリクローナルおよびモノクローナル抗体、単鎖抗体（ｓｃＦｖ）、アプタマー（標的分子を検出するために特異的に開発された合成ＤＮＡ）、組換えおよび天然ファージなどを含む。１つの態様において、例えば本明細書に記載されたような周波数変換法を用いる場合、検出器は、空中浮遊分析物の濃度を検出するための識別実体として、固定化抗体を使用する。固定化抗体は、識別実体として、空中検出のために用いるセンサー表面に取り付けられる抗体である。この種類の空中検出は、細菌、ウィルス、接合子嚢、プリオンおよび胞子を含む病原体などの生物学的物質、および化学物質などの非生物学的物質の、迅速で正確な検出を提供する。細菌、胞子などの生物学的脅威、および爆発性または毒性化学物質などの化学的脅威を検出することができる。

本発明の１つの側面において、上記などの識別実体を用いた分析物の空中検出は、センサーの被覆表面などの識別実体を有するセンサーを、気流に暴露することにより実施される。気流は、分析物を含んでいても含んでいなくてもよい。気流が分析物を含まない場合は、検出は期待されない。しかし、気流中に分析物が存在する場合は、分析物は識別実体に結合し、センサーの特性に影響を与える。変化した特性は、現在センサーに結合している分析物の存在を検出する変換器を用いて、検出することができる。特に、変換器機構は、光学、周波数、キャパシタンス、電気導電性、曲げモード、または静的モードのカンチレバーを介して、操作することができる。変換器機構は、センサーの特性の変化を、分析物の識別抗体への結合の結果として決定することができる。その結果、変化した特性（すなわち、寸法、周波数、質量、キャパシタンス、電気導電性、曲げモード等）が検出および定量化される。一旦定量化されると、識別実体に結合した分析物の量は、当分野に知られた計算手段、例えばコンピュータ、組み込み型プロセッサまたはデジタルもしくはアナログ回路などを用いて、決定することができる。かかる変換器機構の１つは周波数であり、ここでセンサーの機械的共振は、分析物がセンサーの識別表面に結合すると変化する。周波数変換を用いた態様の例を下に示す。しかし、他の変換機構も、上に記したように可能である。

空中浮遊分析物の検出用の周波数変換の１つの態様において、圧電励振ミリメートルサイズカンチレバー（ＰＥＭＣ）センサーは、その高い感度により、空中浮遊種の検出に有用であることが、本発明者らにより見出された。例えば抗体またはＤＮＡ分子などの認識実体を用いて調製したＰＥＭＣ表面は、病原体、タンパク質または生体分子であってよい標的分析物に応答する。かかる事象はカンチレバーの質量変化を引き起こし、これは共振周波数の変化として現れ、適切な分析器によりモニタリング可能である。好適な分析器は、ロックイン増幅器、インピーダンスアナライザー、ネットワークアナライザーまたは発振回路を含んでよい。

本出願において、空中浮遊病原体の検出のための技術が記載される。１つの側面は、標的有機体または分子を、空気中で、識別分子を含むＰＥＭＣセンサーに接触させて、標的有機体または分子の存在を検知する方法を含む。本発明の１つの利点は、これが、液体媒体中の標的有機体または分子を検出用に収集することなく、実施できることである。伝統的なアプローチでは、センサーを液体環境中に配置する。発振表面などの動的な検出表面は、望ましくない粒子状汚染物質の付着に抵抗することが知られている。ＰＥＭＣセンサーは、気体流と接触している間振動しているため、化学結合付着のみが生じることができ、これによって、気流試料中の気体が運ぶ粒子状汚染物質による擬陽性を減少させるか、または取り除く。ＰＥＭＣセンサーが、その動作によって検出における汚染物質の除外に特異性を提供できるため、この原理は本発明の利点となる。

本発明の１つの態様において、低速度流域において流れる気流に対して、センサー表面の位置および／また向きを特定する。好ましくは、約０．０１〜約３０ｍ／ｓの気流速度を検出に用いる。低速度流域は、標的種と結合用のセンサー表面の間に、増加した接触時間を提供する。標的種とセンサー表面の間の接触時間は、気流に相対的なセンサー表面の特定の位置および向きによっても、増大させることができる。好ましくは、センサー表面は気流に実質的に垂直に配置するが、ただし他の向きもまた可能である。胞子のセンサー上の抗原への結合親和性は、局所湿度に依存する可能性がある。湿度を１０〜９５％の範囲に維持することで十分な結合を提供し、９５％の値で、優れた結合親和性を提供する。結合は０．０１〜３０ｍ／ｓの気流速度範囲で観察されるが、この範囲の下限はより高い結合反応速度を示す。幾つかの態様においては、０．０１〜１０ｍ／ｓの気流速度が許容可能な速度であった。

本発明の方法は、空気１リットル当たり胞子４０個という低い濃度での炭疽菌胞子を、液体またはゲルマトリックスベースの試料を調製する必要なしに直接測定することにより、検出することが実証された。

図１９Ａ〜１９Ｇは、本発明の方法において用いることができる、種々の圧電カンチレバーセンサーの態様を示す。本出願における図は、別に指示がない限り正確な縮尺ではなく、図は概念を表すことを指摘する。図１９Ａ〜１９Ｇにおいて、各センサーは、圧電層１４（Ｐと表示）、接着層１８（圧電層と非圧電層の重なり部分の間に位置する）、および先端として伸びている部分を含む非圧電層１６（ＮＰと表示）から構成される。ベース２０には、圧電層１４が取り付けられる。ベース２０は、一般に電極（図示されず）またはいくつかの他の類似の手段を、圧電層１４への連結と共に有するが、ただし、電極が圧電層１４に連結していれば、電極はベース２０に連結する必要はない。電極は圧電層１４の任意の位置に配置することができる。また、金、ＳｉＯ_２、受容体材料を固定化できる材料、および／または化学的センシングまたはバイオセンシングで用いるのに適した吸収材料で作られた結合パッドも存在してよい。当業者は、図１９Ａ〜１９Ｇに記載されたデザインは可能な形状の一部に過ぎないことを理解する。したがって、これらのデザインの変形は本出願の範囲内である。例えば、センサーの非圧電部は、１つまたは多くの離散数において、圧電層の全幅またはその一部にわたって、圧電層に取り付けられてよい。

カンチレバーまたはビーム（単純または複合）センサーは、ＰＺＴ層のＡＣ電気的励振により機械的に振動される。励振周波数が機械的共振周波数またはその高次モードに一致する場合、振動の大きさ（平衡からの偏向）は、それより低いかまたは高い周波数におけるよりも大きくなる。したがって、共振において、ＰＺＴは、非共振周波数におけるレベルより高い応力レベルを経験する。ＰＺＴの応力レベルはその長さに沿って変化し、モードの形状に依存する。モードの形状はまた、カンチレバーの曲げ係数にも依存する。例えば図１９Ａを参照すると、Ｒ部での曲げ係数は、Ｓ部での曲げ係数よりも大幅に大きい。励振電極はんだ点の位置が、高い応力の位置またはこれに近い位置であることは、これが電気インピーダンスによる測定においてより大きい信号を与えるために有利である。自由端カンチレバーまたはビームセンサーの感度は、高い共振周波数においてより高い。図１９Ａ〜１９Ｇおよび図３５〜４６に描かれた種々の例示の構造は、６０ｋＨｚ〜６ＭＨｚの範囲において基本高次共振モードを実現するよう設計されたものである。離散的な非圧電層の位置は、一定の高次モードが強化され、強度において非曲げモードが低下するように、設計することができる。

圧電層１４は、チタン酸ジルコン酸鉛、マグネシウムニオブ酸鉛−チタン酸鉛固溶体、チタン酸ストロンチウム鉛、石英シリカ、圧電セラミックチタン酸ジルコン酸鉛（ＰＺＴ）または圧電セラミック−ポリマー１−３繊維複合材から構成することができる。非圧電層１６は、セラミック、金属、ポリマーならびに１種または２種以上のセラミック、金属およびポリマーの複合材から、例えば二酸化ケイ素、銅、ステンレス鋼、およびチタンから、構成することができる。非圧電層は、従来の圧電カンチレバーの非圧電層を構成するために用いられる任意の既知の材料を用いて、構成することができる。電極は、任意の好適な従来の電極であってよい。１つの態様において、電極は、種々の圧電カンチレバーセンサーの暴露環境に基づき、絶縁されても、絶縁されていなくてもよい。

検出は、装置の発振（すなわち共振周波数）を測定し、測定した発振（共振周波数）をベースライン発振（共振周波数）と比較して、周波数シフトを決定することにより達成される。決定された周波数シフトは次に、センサーの圧電層または非圧電層の１つに溶着された識別実体に付着した分析物の存在を決定するために用いる。圧電層、非圧電層および識別実体の組み合わせはカンチレバーを構成し、これは、圧電層に取り付けられた電極によって励振されると振動する。

本発明の１つの側面は、表面に直接または間接的に結合できる任意の分析物を測定するための、装置および方法である。分析物の結合は、質量変化または剛性変化のどちらかまたは両方を引き起こす。これらの変化は、共振周波数の変化として測定することができ、適切な分析装置、例えばロックイン増幅器、インピーダンスアナライザー、ネットワークアナライザーまたは発振回路などにより、モニタリング可能である。本発明の態様は、圧電カンチレバーの新規な形状デザインを含む。従来の圧電カンチレバーは、圧電層の全表面を非圧電層に取り付けることにより製造される。いくつかの従来の圧電カンチレバーにおいては、圧電層は１つの端で固定され、そのため圧電材料が励振されると、非圧電層が曲がって圧電材料に生じたひずみを適合させる。励振周波数が下にある機械構造の固有周波数に等しい場合、共振が起こる。この型の圧電カンチレバーセンサーは、ミリメートルサイズで約１００ｋＨｚより低い周波数における動作に優れている。より高い周波数は、カンチレバーセンサーを非常に短く（１ｍｍ未満）することによってのみ、可能である。

従来の圧電カンチレバーの他の種類は、圧電材料が１つの端で固定されていないものを含む。これはいわゆる「無固定圧電カンチレバー」である。無固定圧電カンチレバーは、１００ｋＨｚを超える値においてその第１曲げモード共振を示し、一方従来の固定カンチレバーは、２〜６０ｋＨｚにおいてその第１曲げモード共振を示す。第２曲げモード共振は一般に２００ｋＨｚの範囲にあり、より高いモードは４００ｋＨｚ、８００ｋＨｚおよび潜在的にはさらに高い周波数にも存在する。

１０より高いＱ値を示す任意のモードは、実用上便利である。Ｑ値は、共振ピーク周波数の、ピーク高さの中点における共振ピーク幅に対する比率である。しかし、高いＱ値を示す全てのモードが、感度の高い検出を提供するわけではない。空気と水、および空気と真空の間の共振周波数の差は、感度の測度を与えるが、これは密度の差が共振周波数における周波数シフトを引き起こすからである。多くの圧電カンチレバーセンサーにおいて、空気から真空へと媒体を変化させると、センサーの個別の形状により、４〜２５ｋＨｚの共振周波数変化を引き起こす。

圧電層と非圧電層の相対的な長さおよび幅が感度を決定し、またセンサーが提供する周波数スペクトルのピークの形状も決定する。これは、本明細書に図として含まれている種々の圧電カンチレバーセンサーのスペクトルから見ることができる。

本発明は、圧電カンチレバー表面に結合する、極小濃度の分析物の検出も可能とする。実施例には、病原体およびタンパク質の検出が、空気中低い濃度において示されている。さらに、ＰＥＭＣ表面の有機または無機の官能基に結合する、任意の分析物が検出可能である。したがって、化学的および生物学的剤の両方が、ＰＥＭＣに基づくデバイスを用いて、空中環境中で検出可能である。

本発明のカンチレバーについては種々の潜在的用途があり、例えば、炭疽菌などのバイオテロリズム剤の検出、空中浮遊病原体の検出、例えばトリニトロトルエン、ジニトロトルエンの存在などの爆発性マーカーの検出、および空中浮遊毒素の検出などである。本発明の圧電カンチレバーはまた、ピコグラムレベルでの生物学的実体の検出および、タンパク質−タンパク質相互作用の、静的および動的両方の状態での検出にも用いることができる。

使用用途の例として、ある種の化学的コーティングに高い親和性を有する非生物学的実体が存在し、したがってＰＥＭＣまたはＰＥＭＣＢセンサーなどの空中浮遊分析物センサーを、毒性または爆発性化学物質の検出などの非生物学的用途にも用いることができる。例えば、識別実体としてａＳＸＦＡ−［ポリ（１−（４−ヒドロキシ−４−トリフルオロメチル−５，５，５−トリフルオロ）ペント−１−エニル）メチルシロキサン］のポリマーコーティングを用いて、２，４−ジニトロトルエン（ＤＮＴ）を検出することができる。また、識別実体として分子的にインプリントされたポリマー（ＭＩＰ）を用いて、トリニトロトルエン（ＴＮＴ）などの爆発物および、２，４−ジリニトロトルエン（２，４−ＤＮＴ）などの爆発痕跡物を検出することができる。

図１９Ａは、無固定オーバーハング型の圧電カンチレバーセンサー（ｏＰＥＭＣ）の態様７１０を示す。このセンサー７１０を「無固定」と呼ぶのは、非圧電層１６がベースに取り付けられていないからである。このセンサーを「オーバーハング型」と呼ぶのは、非圧電層１６が圧電層１４の遠位端を越えて伸び、非圧電層１６のオーバーハング部分を作り出しているからであり、この非圧電層１６は圧電層からオーバーラップ領域１８により隔てられている。ベース２０は、圧電層１４の近接端を保持する役割を果たす。

本発明は、全ての好適な寸法を有するセンサーを包含する。例えば、圧電層１４、非圧電層１６およびオーバーラップ領域１８のそれぞれは、０．１〜１０ｍｍの長さの範囲であってよい。圧電層１４および非圧電層１６の幅は、上記の長さに対して、０．１ｍｍ〜４ｍｍの範囲であってよい。圧電層１４の幅は、非圧電層１６の幅と異なっていてもよい。

典型的には、オーバーハング型圧電カンチレバーセンサー７１０の非圧電層１６は、長さが約０．１ｍｍ〜約１０．０ｍｍの間、幅が約０．１ｍｍ〜約４．０ｍｍの間である。圧電層１４は、長さが約０．１ｍｍ〜約１０．０ｍｍの間、または幅が約０．２５ｍｍ〜約４．０ｍｍの間であってよい。層１８は、層１４と層１６の間の重なりに相当し、オーバーハング型圧電カンチレバーセンサーの特定の構造に依存して、長さが約０．１ｍｍ〜約１０ｍｍの間、または長さが約０．１ｍｍ〜約５．０ｍｍの間であってよい。

オーバーハング型圧電カンチレバーセンサー７１０の幅は、約０．１ｍｍ〜約４．０ｍｍの間であってよい。圧電カンチレバー７１０の厚さは、約０．１ｍｍ〜約１．０ｍｍの間であってよい。図４７の表１は、図１９Ａに相当するオーバーハング型ＰＥＭＣデバイスの幾つかの寸法の例を示す。図４７の表１において、長さの寸法ａ、ｂ、およびｃは図１９Ａの記号に対応する。

本発明のオーバーハング型圧電カンチレバーセンサー７１０は、一般に、１０〜１２０ｋＨｚにおいて第１曲げモード共振周波数モードピークを示し、１２０〜２５０ｋＨｚにおいて第２曲げモード共振周波数モードピークを示す。

図１９Ｂ〜１９Ｆは、本発明による圧電励振カンチレバービームセンサーの種々の態様を示し、これらは成功してセンシング応答を提供することが実証されたものである。カンチレバービームセンサーは、図１９Ａのオーバーハング型センサーと全て同じ要素を含み、それに加えて第２ベース５０も含み、この第２ベース５０には、圧電層１４と非圧電層１６のうちの少なくとも１つが固定される。図１９Ｂ〜１９Ｄにおいて、非圧電層１６は両方のベース（２０、５０）に取り付けられて、「ビーム」を形成する。図１９Ｅにおいては、ビームは、圧電層１４をベース２０に取り付け、非圧電層１６を接着層１８を介して圧電層１４に取り付け、および非圧電層１６をベース５０に取り付けて形成される。図１９Ｆの構成７１７において、ビームは、圧電層１４を両方のベース（２０、５０）に取り付けて形成される。

圧電層および非圧電層の２つの端の固定は、３ｍｍのガラスロッドまたはタングステンロッドを用いて行った。支持ロッドの曲げ係数がセンサーのビームよりはるかに大きい限り、良好なピーク形状が観察される。固定のための他の好適な方法もまた、用いることができる。

図１９Ｂ〜１９Ｆのカンチレバービームセンサーのデザインは、直感的にはわかりにくく、何故ならば、当業者の期待としては、ビームの両端の取り付けは、ベース（２０、５０）への取り付けの結果としてカンチレバーの変位が制限されるために、劣化した応答を提供する、ということだからである。言い換えれば、従来のカンチレバーでは、カンチレバーの１つの端は自由端であり、すなわちベースに取り付けられず、これによりセンサーの応答を増加させるために、センシングの間のカンチレバーのより大きい変位を可能とする。

図１９Ｇは、浮動先端ＰＥＭＣ（ｆｔＰＥＭＣ）センサーと呼ばれる、図１９Ａのオーバーハング型形状についての代替の態様７１９を示す。図１９Ｂ〜１９Ｆのセンサーと異なり、図１９Ｇの構造は１つのベース２０のみの取り付けを有する。この構成および他の構成の性能結果について、以下にさらに記載する。

図１９Ｂ〜１９Ｆの２つのベース（２０、５０）の「ビーム」構造に戻ると、圧電層での応力測定が、圧電層の変位の測定よりも、カンチレバーの両端がベース（２０、５０）に固定されたカンチレバー「ビーム」センサーの使用を許容することが見出された。さらに、本発明のカンチレバービームセンサーは、より高い基本モード（＞１００ｋＨｚ）、流動条件のもとでの安定で頑健な性能および、低試料濃度の検出を可能とする優れた質量変化感度を提供する。

本発明の１つの利点は、上記の図１９Ａ〜１９Ｇのデザインが機械的に頑健であり、流動条件に対して性能の最小の劣化で耐えることである。第２の利点は、基本周波数が、カンチレバー構造の類似寸法のセンサーより３〜４倍高いことである。

以下に記載する図２０〜３１は、本発明によるオーバーハング型圧電励振ミリメートルサイズカンチレバー（ｏＰＥＭＣ）センサーの異なる態様を用いて行った種々の実験の結果を示す。図４７の表１は、オーバーハング型ＰＥＭＣ（ｏＰＥＭＣ）デバイスの寸法および共振周波数を示す。図２は、例えば図１９Ａに示すものなどのオーバーハング型圧電カンチレバーセンサーの第１の態様の、空気中で作動させた場合の代表的な共振スペクトルを示す（図４７表１のｏＰＥＭＣ＃１参照）。図２は、励振電圧１００ｍＶにおける、位相角対励振周波数のプロットを示す。第１共振周波数モードは一般に１５０〜２００ｋＨｚで起こり、第２共振周波数モードは２５０〜３００ｋＨｚで起こった。共振スペクトルは、高次特性ピークを、約９８０ｋＨｚ、２．９０ＭＨｚおよび４．６０ＭＨｚにおいて、幅２ｍｍの複合ＰＺＴカンチレバーについて示す。オーバーハングなしの、類似の無固定圧電カンチレバー構造と比べて、５ＭＨｚまでのベースラインはわずかに安定性が高く、観察された共振周波数の多くはより高かった。さらに、９８０ｋＨｚの特性ピークの性質係数（Ｑ）は、オーバーハング型の態様について３倍高く、４．６０ＭＨｚの特性ピークの性質係数（Ｑ）は、２倍の係数で低かった。

図２１は、図１９Ａに示すオーバーハング型圧電カンチレバーセンサーの第２の態様の、空気中で作動させた場合の代表的な共振スペクトルを示す（図４７表１のｏＰＥＭＣ＃２参照）。図２１は、励振電圧１００ｍＶにおける、位相角対励振周波数のプロットを示す。第１共振周波数モードは一般に１５０〜２００ｋＨｚで起こり、第２共振周波数モードは２５０〜３００ｋＨｚで起こった。このオーバーハング型圧電カンチレバーセンサーの第２の態様の共振スペクトルは、高次特性ピークを、約９８０ｋＨｚ、２．９０ＭＨｚおよび４．６０ＭＨｚにおいて、幅２ｍｍの複合ＰＺＴカンチレバーについて示す。オーバーハング部、すなわちオーバーハング型圧電カンチレバーセンサーのこの態様の図１９Ａの部分１６は、ｏＰＥＭＣ＃１のオーバーハング部より３倍大きく、これは、第１共振周波数モードおよび８５０〜９００ｋＨｚで起こった共振周波数モードにいくらかの減衰を引き起こした可能性がある。

図２２は、オーバーハング型圧電カンチレバーセンサーの第３の態様の、空気中で作動させた場合の共振スペクトルを示す（図４７表１のｏＰＥＭＣ＃３参照）。図２２は、励振電圧１００ｍＶにおける、位相角対励振周波数のプロットを示す。第１共振周波数モードは一般に１５０〜２００ｋＨｚで起こり、明白な第２共振周波数モードはなかった。オーバーハング型圧電カンチレバーセンサーのこの態様の共振スペクトルは、高次特性ピークを、約１．８１ＭＨｚおよび１．９５ＭＨｚにおいて、幅１ｍｍの複合ＰＺＴカンチレバーについて示す。オーバーハングなしの無固定の構造と比べると、オーバーハング型構造の１．８１ＭＨｚでの共振ピークは明示されるが、２．５ＭＨｚを超える他の全てのピークは減衰する。

図２３は、本発明によるオーバーハング型圧電カンチレバーの第４の態様の、共振周波数スペクトルを示す（図４７表１のｏＰＥＭＣ＃４参照）。図２３の共振周波数スペクトルは、セラミックＰＺＴで構成された圧電層の、幅１ｍｍのオーバーハング型カンチレバーを用いて得た。スペクトルは、空気中で１００ｍＶ信号を用いてカンチレバーを励振して得た。特性ピークは、２５０ｋＨｚ、６５０ｋＨｚ、８５０ｋＨｚ、１．６５ＭＨｚおよび４．６５ＭＨｚにおいて得られた。

図２４は、本発明によるオーバーハング型圧電カンチレバーの第５の態様の、共振周波数スペクトルを示す（図４７表１のｏＰＥＭＣ＃５参照）。図２４の共振周波数スペクトルは、セラミックＰＺＴで構成された圧電層の、幅１ｍｍのオーバーハング型カンチレバーを用いて得た。カンチレバーの部分（ａ）を短くすることにより、リストされた全周波数に対して減衰したピークを得た。スペクトルは、空気中で１００ｍＶの信号用いてカンチレバーを励振して得た。特性ピークは、２００ｋＨｚ、１．０ＭＨｚ、１．５５ＭＨｚ、１．９０ＭＨｚおよび４．５０ＭＨｚにおいて得られた。さらに、この態様の寸法で、オーバーハング型圧電カンチレバーにより１．００ＭＨｚにおいて感度の高い共振モードが得られた。

１つの態様において、圧電カンチレバーセンサーは、石英シリカおよび、圧電セラミックチタン酸ジルコン酸鉛（ＰＺＴ）または圧電セラミック−ポリマー１−３繊維複合材のどちらかから、製造した。１つの態様において、非圧電層は従来の材料から、例えばセラミック、金属、ポリマーならびに１種または２種以上のセラミック、金属およびポリマーの複合材から、例えば二酸化ケイ素、銅、ステンレス鋼、およびチタンなどから構成した。

図４８の表２は、図４７の表１にリストされた、異なる圧電カンチレバーセンサーに対する対応する共振ピークの品質係数（Ｑ）を示す。品質係数は、共振ピーク周波数の、ピーク高さの中点におけるピーク幅に対する比率として決定した。そのため、品質係数は共振ピークの先鋭度の測度である。上記の実験において、オーバーハング型圧電カンチレバーセンサーの品質係数は、センサーが真空中から空気流環境までの異なる環境中に置かれた場合にも、大きく減少しないことが示された。

オーバーハング型圧電カンチレバーセンサーのＱ値は、ピークが検出されるそれぞれの周波数モードに依存して、一般に１０〜７０の範囲であることが観察される。オーバーハング型圧電カンチレバーセンサーが真空中、空気中、および流れを含む粘性の環境中で用いられる場合、一般にそのＱ値は２０％〜３５％を超えて減少しない。

ここで図１９Ｂ〜１９Ｆの構成の性能を考察する。図２５は、図１９Ｂの固定圧電励振ミリメートルサイズカンチレバービーム（ａＰＥＭＣＢ）センサー７１１の、空気中で１００ｍＶで励振された場合の、位相角対励振周波数のプロット、すなわち代表的な共振スペクトルを示す。第１のピークは基本共振モードであり、これは一般に２００〜３００ｋＨｚで起こった。第２のピークは第２共振モードであり、これは通常、７００ｋＨｚ〜１ＭＨｚの周波数範囲である。ａＰＥＭＣＢ共振スペクトルは、電極をインピーダンスアナライザ（Agilent, HP4192A）に接続することにより測定した；該インピーダンスアナライザは、励振電圧１００ｍＶで目的の周波数範囲におけるインピーダンス、位相角および振幅比の連続測定のために、パーソナルコンピュータにインターフェースを介して接続されたものである。

図２６は、図１９Ｃの浮動圧電励振ミリメートルサイズカンチレバービーム（ｆＰＥＭＣＢ＃１）センサー７１２の、空気中で１００ｍＶで励振された場合の、位相角対励振周波数のプロットを用いた共振特性を示す。一般に、基本共振モードは２００〜２５０ｋＨｚで起こり、第２モードの周波数は８００ｋＨｚ〜１ＭＨｚで起こった。各共振ピークに対する品質係数を、図５０の表４に挙げる。

図２７は、図１９Ｄの固定バイモルフ圧電励振ミリメートルサイズカンチレバービーム（ａｂＰＥＭＣＢ＃１）センサー７１３の、空気中で１００ｍＶの励振電圧の場合の、位相角対励振周波数のプロットを用いた、代表的な共振スペクトルを示す。基本共振周波数は２００ｋＨｚで起こり、第２モードは７００ｋＨｚで起こった。全センサーの構造種類についての物理的寸法および品質係数は、それぞれ表３および表４に示される。

図２８は、図１９Ｅのオーバーハング型ビームＰＥＭＣＢ（ｏＰＥＭＣＢ＃１）センサー７１５の、空気中で１００ｍＶの電圧で励振された場合の、共振スペクトルを示す。図１９Ｂ、１９Ｃ、１９Ｄおよび１９Ｅの固定、浮動、および固体バイモルフおよびオーバーハング型のＰＥＭＣセンサーの、寸法および共振周波数はそれぞれ、図４９の表３に一覧表示されている。ここで、ＰＥＭＣＢセンサーの形状を変化させることにより、共振周波数のピーク位置は特定の要求に対して調節できることがわかる。したがって、圧電層１４および非圧電層１６の位置、およびこれらがビームベース２０、５０に固定か無固定か、およびどの材料でビームを構成するかの選択により、生物学的および化学的検出の決定のための広い範囲の共振周波数の選択が可能となる。

図４９の表３は、図２５〜２８で用いたＰＥＭＣＢセンサーのｍｍ単位で表示した物理的寸法および、空気中での基本モードの共振周波数を示す。ＰＺＴおよびガラスの長さは、それぞれ図１９Ｂ〜１９Ｆにおける層１４および１６の寸法である。幅および厚さは、各層の寸法である。ＰＥＭＣＢセンサーは、圧電セラミックチタン酸ジルコン酸鉛（ＰＺＴ）および石英シリカから製造された。

ここに記載されたベース２つのカンチレバービームデバイスからの、異なる形状を有する別の種類のＰＥＭＣセンサーを図１９Ｇに示し、これも製造して試験した。新しい形状７１９である、浮動先端ＰＥＭＣセンサー（ｆｔＰＥＭＣ）は、厚さ１２７μｍのＰＺＴ単シートおよび厚さ１８０μｍの石英カバー四角形を用いて製造した。用いたＰＺＴ層は、図１９Ａのベースセンサープラットフォームに用いたものと同じである。カンチレバーの自由端は、１．５０±０．０５×１±０．０５ｍｍ^２（長さ×幅）のガラス層を、４±０．０５×１±０．０５ｍｍ^２（長さ×幅）のＰＺＴ層の１端に、非導電性接着剤で結合して設計した。もう１つの端においては、長さ１．７０±０．０５ｍｍのＰＺＴ層をガラス管内にエポキシ樹脂接着した。その結果、カンチレバーの自由端は、０．８ｍｍの暴露されたＰＺＴ層を有する。上部および下部電極は、長さ１．７ｍｍのＰＺＴ層上に、エポキシ接着の前に、ＢＮＣカプラーにはんだ付けされた３０ゲージの銅製ワイヤを用いて作製した。カンチレバーの自由端のＰＺＴ層は、厚さ８μｍのポリウレタン層で絶縁した。１．５０±０．０５×１±０．０５ｍｍ^２のガラス層は、抗体固定化および抗原検出用の表面を提供する。

上記の任意のＰＥＭＣまたはＰＥＭＣＢデバイスは、抗体またはＤＮＡなどの識別実体でＰＥＭＣまたはＰＥＭＣＢデバイスが被覆された場合には、センサーを形成することができる。適切な被覆により、得られるセンサーの被覆は空中浮遊病原体、空中浮遊タンパク質または空中浮遊生物学的剤などの標的分析物を引き寄せ、これに結合する。１つの態様において、空中浮遊炭疽菌（ＢＡ）胞子の直接検出を、固定化ＢＡ抗原で被覆したミリメートルサイズＰＺＴカンチレバーセンサー（ＰＥＭＣ）を用いて検討した。ＢＡの被覆ＰＥＭＣセンサーへの付着は、付加されたＢＡの質量によるＰＥＭＣデバイスでの周波数変化として検出されるが、これは、付着したＢＡが質量に影響を及ぼし、したがってカンチレバーデバイスの機械的共振に影響するためである。

１つの態様において、実験装置は、ＰＥＭＣセンサーをそのガラス表面を気流に向けて垂直に浮遊させた、水平管を含む。石英表面はシラニル化され（silanylated）、続いて病原体ＢＡに特異的なウサギ抗ＢＡが固定化され、空気中に４２〜２７８，０００胞子／Ｌを含む流れる気流（１１ｃｍ／ｓ）に暴露された。ＢＡは、軸流噴霧器を用いてセンサーの上流に導入した。噴霧器中のＢＡ溶液の濃度は、コールターカウンターMultisizer IIを用いて測定した。センサーは、２×５ｍｍのホウケイ酸ガラスを０．５ｍｍオフセットでラミネートした２×５ｍｍのＰＺＴから製造し、非導電性エポキシベースに固定した。

図２９Ａは、空中浮遊炭疽菌（ＢＡ）をＰＥＭＣ型センサーに流して空中浮遊ＢＡを検出するのに用いる装置１００を示す。湿度ゼロの状態に調整した供給空気１１０（Ａ０）は、２つの流れに分割される。１つの流れは空気弁１１０（Ａ１）を用いて、噴霧器１２１に脱イオン化した水中の既知の濃度のＢＡを供給する。噴霧器１２１は、約５μｍの液体粒子を生成する。低ずり噴霧器を用いて、ＢＡ胞子が噴霧器中を流れる際の損傷を防ぐ。液体粒子は、２”パイプを通して約１〜２００ｌｐｍに調節可能な調節式空気弁１１５（Ａ２）から作り出される空気により、運ばれる。図２９Ａの構成において、２つの流れはミキサー１２３で混合され、エアロゾル化されたＢＡを１ｍ／ｓの速度で運ぶが、これより高い速度も可能である。ＰＥＭＣセンサーは、図２９Ｂに示すように、「Ｔ型」暴露管アセンブリ１２５に垂直の様式で挿入され、インピーダンスアナライザ１３１および共振周波数データを３０秒毎に収集するパーソナルコンピュータに、インターフェイスを介して接続される。流れるバイオエアロゾルの湿度および温度は、連続してモニタリングする。周期的に、出口の流れを市販のＳＡＳＳ２０００空気捕集装置１４０を用いてサンプリングし、該装置は５ｍｌの液体試料を提供する。これらの試料は、別の装置のＰＥＭＣセンサーを用いて分析するか、またはその粒子サイズと分布を、コールターカウンターを用いて決定する。ＳＡＳＳ２０００空気捕集装置は、ＲＳ−２３２インターフェイスとパーソナルコンピュータ１５０を用いて、モニタリングする。

図２９Ｂのフローセル１２５は、気体流入力部１２５１、気流ボディ部１２５２、排気開口部１２５３、およびセンサー搭載部１２５３を含む。センサー搭載部の中のセンサー１２５４は、垂直方向に調節可能に配置することができ、ボディ１２５２を通る気流中へのセンサーの浸透深さが調節される。１つの態様において、センサーはカンチレバーセンサーの識別実体を気流方向に直角に暴露するよう配置され、識別実体の、気流中の要素への暴露を最大化する。

図２９Ａの構成を用いて、センサーの定常状態周波数応答を、初めに湿った空気（ＲＨ＝８５±３％およびＴ＝２３±０．３℃）を２．４ｌｐｍの流速で流すことにより、実現した。噴霧器の充填は４ｍＬ中１０００万個の胞子であり、これを１５分間噴霧すると、２７８，０００胞子／空気１Ｌの気相濃度を生成する。ＰＺＴカンチレバーの周波数は、その質量および温度、および周辺気体の流体力学特性の関数である。空中浮遊ＢＡに暴露されると、共振周波数は、被覆されたカンチレバーデバイスへの胞子の付着により７００Ｈｚに減少した。検出後にセンサーをＰＢＳに浸し、付着したＢＡを低ｐＨ緩衝液を用いて解放することにより、ＢＡ付着を確認した。胞子の解放から得られる周波数変化は３５０ｋＨｚであった。温度および湿度効果による周波数変化は、１℃当たり６０Ｈｚ、および相対湿度（ＲＨ）１％当たり２Ｈｚであった。

ＰＥＭＣセンサーは、検出に用いる構造および振動モード依存して、１０フェムトグラムの感度を有することができる。図３０Ａの結果については、２つのセンサーを用いた。センサー１は、２７８，０００胞子／空気１Ｌ（湿度９５％、２４Ｃ）の濃度で流れるＢＡ胞子に暴露された場合に、７６０Ｈｚの応答を与えた。同じ胞子濃度を用いて、センサー２はほとんど同じ応答である７６０Ｈｚシフトを与えた。図３０Ａはまた、同じモードを検出に用いた場合に、類似構造の異なるセンサーによる別のランの間の、優れた再現性を示す。このように、ＢＡ胞子の定量的および再現可能な、成功した検出が観察された。

図３０Ｂは、４つのセンサーを暴露した結果を示す。センサー１（１００６）およびセンサー２（１００８）は、ＢＡ胞子を検出する識別実体を用いて調製した。対照センサー１００２および１００４は、同じ識別実体を用いて同様に調製した。図３０Ｂは、センサー１およびセンサー２の間の、１Ｌの気体当たり２７８，０００胞子の環境中で胞子を検出する場合の、結果の整合性を示す。センサープロット１００２は、０．２〜０．６μｍサイズのケイ酸アルミニウム粒子である無機粒子の、対照の注入に対するセンサー応答を示す。センサープロット１００２は、予想されたように、実質的な応答がないことを示す。センサープロット１００４は、清浄な空気環境に対するセンサー応答を示す。予想されたように、実質的な応答はないことを指摘する。このことは、ＰＥＭＣ／ＰＥＭＣＢセンサーを用いる分析物の検出は、用いる識別実体に非常に特異的であり、したがってそのように構成されたセンサーは、非標的物質に対して感度が低いことを証明する。

ＰＥＭＣセンサーは、質量、温度および流体密度の変化に応答する。システムの温度、湿度（質量および密度効果）および圧力（密度）の変動は、病原体の検出をマスクして隠し得る。ＰＥＭＣセンサーのデザインは、これらのマスク効果を最小化する。ＰＥＭＣデバイスの周波数は、胞子が噴霧器からセンサーまで移動する時間の間に応答したことを指摘する。ＢＡを検出するための時間は、２分のオーダーである。

上に述べたように、ＰＥＭＣセンサーへのＢＡ付着の検出の確認は、低ｐＨ緩衝液中での解放により行った。顕微鏡による直接観察も確認に用いた。低ｐＨ緩衝液による確認において、付着の解放に対する比率２：１は、空気対液体質量変化に対する他の報告と整合する。ＢＡのエアロゾル化の確認は、噴霧器が供給する粒子サイズの解析および、図２９Ａの構成において空気捕集装置（ＳＡＳＳ２００）により捕捉された排気の解析を介して行った。ＳＡＳＳ２０００は、注入された空中浮遊ＢＡの約３０％を捕捉する。検出の確認結果は、図３１に示す。

図３０Ａに示す実験を行った後、１Ｌの空気試料当たり２７８，０００胞子に暴露されたセンサーを、解放緩衝液（ｐＨ２．２）に挿入し、共振周波数を測定した。このｐＨにおいて、抗原はセンサー表面から解放され、質量の減少は共振周波数を増加させ、周波数の減少が確かにＢＡの付着によるものであることを確認した。この確認を図３１に示す。

ＢＡ付着のさらなる確認は、顕微鏡での直接検査により行った。図３２の走査型電子顕微鏡写真は、空中浮遊炭疽菌の検出実験の１つにおいて用いた、壊されたカンチレバーを示す。センサーは、ＳＥＭの台座への搭載を可能とするために壊され、次に顕微鏡分析に用いられた。図３２の上の図は、下の図に示されたセンサー表面の領域内での検出に用いられた炭疽菌胞子の存在を示す。これらの顕微鏡写真は、炭疽菌抗原が、センサー表面上に化学的に固定化された抗体に結合することを示す。

先に指摘したように、ＰＥＭＣセンサーは、気体流と接触している間振動しており、化学的結合による付着のみが起こり得て、これにより、気流試料中の気体が運ぶ粒子による汚染からの擬陽性を低減するかまたは取り除く。気相実験を、０．２〜６．０ミクロンの粘土粒子を不活性の汚染物として用いて行った。汚染物への暴露からは、センサー出力に何の変化も観察されなかった。これはまた、不活性の汚染物はＰＥＭＣ表面にその動作中付着しないことも確認する。

したがって、本発明のセンサーが、バイオテロ剤の検出、空中浮遊病原体の検出、ＤＮＴなどのＴＮＴのマーカーの検出、空中浮遊毒素の検出、および好適に調製されたＰＥＭＣまたはＰＥＭＣＢ表面に結合する任意の他の標的分析物の検出に用いることができることが、例を用いて理解され示される。本発明のセンサーはまた、複数のセンサーが１つのデバイスに、複数の異なる分析物を同時に検出するために配置される、センサーアレイに実装することもできる。この方式で、本発明のセンサーは、例えば、気体中の未知の種を同定するため、または気体中の複数の異なる分析物の存在を示すために、用いることができる。

上に指摘したように、検出は湿度に影響される。特に、非常に低い湿度は結合親和性に悪影響を及ぼす。したがって、空中浮遊分析物センサーに付随して給湿を含むことが有利である。図３３は、図２９Ｂの空中センサーを用いた構成を示す。この態様において、気体ポンプ３０５は空気注入口を有し、チャンバー、容器、または部屋などの空気試料から空気を取り込み、取込み空気を給湿機３１０にポンプ注入する。給湿機３１０は、ポンプ注入された空気にある量の湿度を加えて、フローセル１２５のＰＥＭＣまたはＰＥＭＣＢセンサーが、取り込み空気に含まれる標的分析物と良好に反応するようにする。ＰＥＭＣ／ＰＥＭＣＢフローセル１２５は次に、空気３１５を安全な場所に排気する。フローセル１２５のセンサーは、インピーダンスアナライザ１３１およびフローセルから共振周波数データを収集するパーソナルコンピュータ１３５を用いて測定される。図３３は、フローセル内のＰＥＭＣ／ＰＥＭＣＢセンサーの、分析物の空中検出のための簡易な適用である。

図３４は、本発明の側面を含む方法のフロー図を示す。方法は、空中浮遊分析物の、ＰＥＭＣ型センサー（ＰＥＭＣおよびＰＥＭＣＢ型を含む）を用いた検出に関する。方法は、ＰＥＭＣ型センサーをステップ２１２０において提供することから開始される。これらのセンサーは、図１９Ａ〜１９Ｇに示す任意の種類および変形を含むことができる。これらの種類は、図１９Ａおよび１９Ｇに示す１つのベースのカンチレバー型、図１９Ｂ〜１９Ｄに示す非圧電ビームを有する２つのベースのビーム型センサー、図１９Ｆに示す圧電ビームを有するビーム型センサー、および図１９Ｅに示す重なった層構造のものを含む。

次に、エアロゾル化された標的分析物を、ステップ２１２２において、気流中でセンサーに渡す。ここで、分析物を引き寄せる識別実体が、分析物を有する気流に直角に配置されているのが好ましい。気流への暴露により、識別実体は標的分析物を捕捉することができる。次に、ＰＥＭＣセンサーを、ステップ２１２４で電極を介して励起して発振させる。カンチレバーアセンブリまたはビームアセンブリの発振周波数は、識別実体が収集した分析物を含む、アセンブリの質量に依存する。センサーの発振周波数（すなわちカンチレバーアセンブリの共振周波数）は、ステップ２１２６で測定する。測定されたカンチレバーアセンブリの発振周波数は、次にステップ２１２８で、カンチレバーアセンブリの固有（共振）ベースライン周波数と比較する。かかる比較は、パーソナルコンピュータ、内蔵プロセッサ、アナログまたはデジタル回路を含む計算手段、または手計算により行うことができる。

周波数シフトは、決定ステップ２１３０で検出する。周波数シフトがステップ２１３２でのように検出されない場合は、次に、識別実体上に分析物が存在しないとの決定がなされる。これは、気流試料が純粋であるか、または識別実体が気流中のいかなる分析物とも適合しない場合に起こる。周波数シフトが検出された場合は、ステップ２１３４において標的分析物が検出されたことが決定される。さらに、分析物の具体的な量（すなわち、識別実体上に付着した分析物の質量）が、ステップ２１３６で決定される。このステップは、周波数シフトの大きさを調査し、この大きさを、ＰＥＭＣセンサーの共振周波数を変化させるのに必要な分析物の質量と相関させることにより行う。分析物の液体ベースのサンプリングの場合に必要な、特別の調製は行われなかったことを指摘する。また、上記の方法には、液体ベースの分析物検出と比べて、特別の濃縮段階または濃縮段階は含まれない。

分析物の検出において品質の対照またはさらなる精度を提供するために、図３３には示されていないが、対照センサーと分析物を検出する測定センサーとの間で比較がなされる。例えば、対照センサーは、標的分析物に対する識別実体を有さないことを除いて、測定センサーと同一であるのが好ましい。測定センサーと同じ気流に暴露された場合、対照センサーの共振周波数変化は、測定センサーの共振周波数から区別でき、正確な結果を提供する。

追加のセンサー構成
図３５〜４７の全ての構成は、気体または液体媒体中の分析物を検出するために用いることができるセンサーの構成に、図１９Ａ〜１９Ｇの構成同様に有用である。したがって、図３５〜４７の構成の用途は、本明細書において、空中浮遊化学物質または生物製剤の検出のために記載されたものと同様である。図３５〜４７は、図１９Ａ〜１９Ｇのものと、いくつかの特性を共有する。例えば指示されている場合には、ベース要素２０が存在して、ここに圧電１４（Ｐ）型の要素または非圧電１６型の要素のどちらかが取り付けられる。接着層１８は、Ｐ型層１４をＮＰ型層１６から隔てる。図３５〜４７には、点３０において圧電１４型の要素の種々の位置に接続されて、カンチレバー構造またはビーム構造を励振させる、電極２８が示される。図３５〜４７は、ＰＥＭＣおよびＰＥＭＣＢデバイスと共に実装可能な広い範囲の構成を示す。それらの各々の簡単な説明は以下である。

図３５は、ＮＰ部１６がＰ部１４と接触している、ＰＥＭＣまたはＰＥＭＣＢセンサーの構成を示す。ＮＰ層１６（Ｔ_ＮＰ）の厚さは、ＮＰ層１４の長さに沿って可変であることができ、Ｔ_ＮＰは高感度センサーを支持するように設計できる。この構成において、ＮＰ層１４のノッチ部の曲げ係数は、ＮＰ層１４のより厚い部分のそれよりも小さい。ＰおよびＮＰ層を含む自由端のカンチレバーアームのみが示されているが、図３５の構成は、中心線Ａ−Ａについて鏡像の形に複製してもよい。図３５のこの鏡像複製は、ビーム型（ＰＥＭＣＢ）センサーの対称性を示す。図３５〜４７には中心線が描かれている幾つかの例があり、ここで、形状描写は、自由端カンチレバーまたはビーム型構造のセンサーのどちらかであることができる。さらに、電極ワイヤ２８、および端子３０の配置およびノッチの幅についての基本情報全ては、この構成および他の全ての構成に適用される。

図３６は、２層のＮＰ１６を示す：１つは上に、１つは下にあり、ＮＰ１の曲げ係数（ＥＩ）がＮＰ２のそれと同じではない場合に、効果的に用いることができる。ここで、図３６のＮＰ１およびＮＰ２の名称は、２つのＮＰ層が形状および材質において異なってよいことを示す。例えば、ＮＰ１はＮＰ２より小さいか、または異なる形状であることができる。またＮＰ１はガラスで作ることができ、一方ＮＰ２はセラミックで作ることができる。図３５の場合と同様に、中心線Ａ−Ａについての鏡像は、ビーム構造を生成する。この場合、距離Ｘは０以上であり、Ｐが鏡像のアンカーに連続的であるか、または２つに別れた部分であることを意味する。Ｘ＞０の場合、Ｐの一方または両方の部分を励振できるが、しかし後者の場合は、２つの励振は同期することができる。図３７は、２つの側面を除いて図３６と同様の構成を示す。図３７において、Ｐ１およびＰ２を有することは対称軸を作るため、ＮＰ１＝ＮＰ２である。Ａ−Ａについての鏡像はビーム構造を作り出す。この場合、Ｘは０以上である。これは、Ｐが鏡像のアンカーについて連続的であるか、または、２つに別れた部分であることを意味する。Ｘ＞０の場合、Ｐの一方または両方の部分を励振できるが、しかし後者の場合は、２つの励振は同期させるのが好ましい。

図３８は、ＮＰ１６型材料の追加部分を除き、図１９Ａと同様の構成を示す。この構造の図１９Ａに対する利点は、共振周波数ピーク位置についてよりよい制御が実現でき、望ましくないモードの減衰に構成が効果的でありえることである。ＮＰ１（１６）は、ＮＰ２（１６）と、所望の特性に依存して、同じかまたは異なることができる。図３８の自由端カンチレバー構造は、ＮＰ２の遠位端をベース要素に単純に固定することにより、ビーム構造に変換できる。また、図３８でＮＰ２と記された部分は単に、Ｐ型材料の部分から電極を取り除き（レーザー切断、化学エッチングなど）、Ｐ型材料の励振不能な部分を用いることにより作製できることも指摘する。

図３９は、ＮＰ１の追加を除き、図１９Ａと同様の構成を示す。ここでＮＰ１は、Ｐ型層の代わりにベース２０に結合している。この構成は改善された信号をもたらし、なぜならば、図１９Ａの構成とは異なり、Ｐの近接端には束縛がなく、その信号エネルギーの幾分かは散逸せず、そのためより大きな信号を発生するからである。別の言い方をすれば、図１９Ａからの信号エネルギーの幾分かは、近接端が束縛されているために失わる可能性がある。図３９の構成は、図１９Ａのそれに対して改善を示す。図３５〜３７の構成におけると同様に、中心線Ａ−Ａについて鏡像を付加することにより、ビーム構造を作製することができる。

図４０は、ＰおよびＮＰ領域を逆にしたものを付加し、Ｐ型の層１４を付加したことを除いて、図１９Ｆと同様の構成を示す。この構成は改善された信号をもたらすことができ、なぜならば、Ｐの近接端は、その信号エネルギーの幾分かが散逸しないように、束縛されていないからである。したがって、より大きな信号が生成される。図４１は、ＮＰ１を加えたことを除き、図１９Ｅと同様の構成を示す。この構成は改善された信号をもたらすことができ、なぜならば、Ｐの近接端は、その信号エネルギーの幾分かが散逸しないように、束縛されていないからである。したがって、より大きな信号が生成される。図４２は、ＮＰ層の曲げ係数（ＥＩ）が長さＬの関数として変化することを除き、図１９Ｇと同様の構成を示す。このパラメータを変化させることにより、電極位置に集中する応力を増加させることによる、感度の強化が達成される。これを実現する１つの実際的な方法は、図４３に示すように、ＮＰ層を複数の分離した部分から構成し、これらの部分は、空の空間または低係数の代替材料である隣接部分に沿って、その幅が異なることができる。ビーム構造は、図４２または図４３のどちらかにおいて、Ａ−Ａについて鏡像を加えることにより、作製される。

図４４は、上部ＮＰ層が、長さの関数として変化する曲げ係数（ＥＩ）と、長さの関数として変化する下部層を有すること除き、図３６と同様の構成である。これは、図４３の効果的な鏡像であるが、しかし、下部層は上部層と異なっており、共振構造を作っている。図４４において、上部および下部層は、Ｐ層が図３７に示すようにサンドイッチ構造である場合にのみ、同一であることができる。図４５は、電極の点に応力を十分に集中させて、高感度の応答を生成する構成である。しかし、これはＮＰ１６の位置のために、さらに安定な応答を与える。ビーム構造は、Ａ−Ａ中心線について鏡像化することにより作製することができる。図４６は、短縮したベース２０のために、製造性について有用な構造である。しかし、これはより多くの望ましくない振動モードを提供する。ビーム構造は、Ａ−Ａ中心線について鏡像化することにより作製することができる。

本発明の多くの特性および利点が、発明の構造および機能の詳細と共に前述の説明に示されているが、この開示は説明のみであり、特に、部品の形状、寸法および配置の事項における変更を、本発明の原理内で、添付のクレームが表現されている用語の広い一般的な意味により指示される全ての範囲まで、詳細にわたって作製できることが理解されるべきである。

Claims (21)

1. 以下のステップを含む、標的分析物を検出するための方法：
   センサーを媒体流中に実装すること、ここで該センサーは、
   第１端および第２端を有する圧電層、ここで第１端はベースに近い側でありベースに取り付けられており、
   第１端および第２端を有する非圧電層、ここで非圧電層の一部は圧電層と重なりこれに取り付けられており、非圧電層はベースに取り付けられておらず、
   非圧電層に付随する識別実体、ここで圧電層、非圧電層、および識別実体の組み合わせは、カンチレバー部を構成し、および
   圧電層に動作可能に取り付けられた電極、ここで電極からの電気刺激は、カンチレバー部を振動させる、
   を含み；
   カンチレバーの識別実体を、媒体流中の標的分析物に暴露すること；
   カンチレバーの発振周波数を測定すること；および
   測定した発振周波数をベースライン発振周波数と比較して、識別実体上の標的分析物の存在を示す周波数シフトを決定すること。
2. 圧電層が、直線状に配置された圧電部と非圧電部の両方を含むものである、請求項１に記載の方法。
3. 非圧電層が、間隔を空けて直線状に配置された複数の非圧電部を含む、請求項１に記載の方法。
4. 識別実体上に存在する標的分析物の量を決定すること；
   をさらに含む、請求項１に記載の方法。
5. 識別実体が、抗体、ＤＮＡ分子、アプタマー、ファージおよび生化学的試薬からなる群の１つから選択され、および選択物が、天然および合成により構成されたものからなる群の１つである、請求項１に記載の方法。
6. 識別実体が、標的分析物を識別し結合する抗体である、請求項５に記載の方法。
7. 標的分析物が、抗体と結合することによりカンチレバーセンサー表面に化学的に固定化される、請求項６に記載の方法。
8. カンチレバーの識別実体を標的分析物に暴露することが、識別実体を、媒体流中の生物学的物質および化学物質からなる群の１種に暴露することを含む、請求項１に記載の方法。
9. 複数のセンサーをセンサーアレイとして使用すること、ここでアレイ内の複数のセンサーの各々は媒体流に暴露されて、少なくとも１種の分析物を検出する、
   をさらに含む、請求項１に記載の方法。
10. 少なくとも１種の分析物が、複数の周波数シフトを測定することにより検出され、１つの周波数シフトは使用されたセンサーのそれぞれに対するものである、請求項９に記載の方法。
11. 標的分析物を検出するための装置であって、
    センサーと、分析器とを含み、
    ここで前記センサーは、
    第１端および第２端を有する圧電層、ここで第１端はベースに近い側でありベースに取り付けられており、
    第１端および第２端を有する非圧電層、ここで非圧電層の一部は圧電層と重なりこれに取り付けられており、非圧電層はベースには取り付けられておらず
    非圧電層に付随する識別実体、ここで圧電層、非圧電層および識別実体の組み合わせは、カンチレバー部を構成し、および
    圧電材料に動作可能に取り付けられた電極、ここで電極からの電気刺激は、カンチレバー部を振動させる、
    を含むものであり；
    前記分析器は、
    共振周波数データをセンサーから収集する分析器であって、センサーの測定した共振周波数をベースライン共振周波数と比較して周波数変化を決定し、該周波数変化は、センサーの識別実体上に収集された標的分析物の質量を示すものである、前記装置。
12. センサーのアレイをさらに含み、アレイ中の各センサーは、少なくとも１種の分析物の存在および量を決定するために分析器に周波数情報を提供する、請求項１１に記載の装置。
13. 以下を含む、請求項１に記載の方法：
    基本共振周波数を有するカンチレバー検出デバイスの表面を、固定化抗体で被覆すること；
    被覆表面を媒体流に暴露すること、ここで、媒体流が分析物を含む場合は、固定化抗体に適合する分析物は被覆表面に結合し；
    カンチレバー検出デバイスの発振周波数を測定すること；
    識別実体に結合した分析物の量を決定すること。
14. 識別実体が、固定化抗体、アプタマー、組み換えファージ、およびＤＮＡ分子からなる群の１種を有し；
    計算手段と接続した変換器機構を用いて、識別実体に結合した分析物の量を決定することをさらに含む、請求項１３に記載の方法。
15. 圧電層が、２つの圧電層を含む、請求項１１に記載の装置。
16. 非圧電層が、間隔を空けて直線状に配置された複数の非圧電部を含む、請求項１１に記載の装置。
17. 電極の電気的励振が、圧電層に機械的振動を引き起こし、ここで共振での振動は、非共振での振動よりも、高いレベルの応力をセンサーに与え；および
    ここで圧電層への電極の取り付けは、圧電層の他の点と比べて圧電層における電気インピーダンスの増加を示す圧電層上の応力が集中する点に近接している、
    請求項１１に記載の装置。
18. 電気インピーダンスの増加が、圧電層上での対応する応力の増加を表すものである、請求項１７に記載の装置。
19. 標的分析物の検出を強化することが、センサーの曲げ係数を変化させて応力集中を発生させ、応力集中が起きた電極取り付け点における応力および電気インピーダンスを増強することにより達成される、
    請求項１１に記載の装置。
20. 標的分析物の検出を強化することが、圧電層の形状および非圧電層の形状を選択して応力集中を発生させ、応力集中が起きた電極の位置においてセンサーの少なくとも１つの基本高次モードを実現することにより達成され、ここで少なくとも１つの基本高次モードは、共振におけるインピーダンスおよび性質係数（ｑｕａｌｉｔｙ ｆａｃｔｏｒ）の関数である、
    請求項１１に記載の装置。
21. センサーの非屈曲モードが、少なくとも１つの高次モードに比べて振幅強度において低減され；および
    非屈曲モードが、電極位置での屈曲モード共振におけるインピーダンスに感知可能な寄与を与えない、
    請求項２０に記載の装置。

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