計測自動制御学会東北支部 第 213 回研究集会（2003.12.12）
資料番号 213-4金属酸化物薄膜を用いた熱型バイオセンサシステム
Thermal Biosensor System Utilizing Metal Oxide Thin Film
○田中亘，千葉 茂樹，長田洋，田山 典男○Wataru Tanaka，Shigeki Chiba，Hiroshi Osada，and Norio Tayama
岩手大学
Iwate University
キーワード：金属酸化物薄膜（metal oxide thin-film），真空蒸着法（vacuum deposition method），バイオセンサ（biosensor），酵素反応（enzyme reaction），周波数解析（frequency analysis）

連絡先：〒020-8551
田中

盛岡市上田 4-3-5 岩手大学大学院 工学研究科 電気電子工学専攻 長田研究室

亘，Tel. & Fax.: 019-621-6980，E-mail: t2302026@iwate-u.ac.jp

られる．

１．緒言

本方 法に よ り作 製し た 金属 酸化 物 薄膜

熱計測デバイスとして広く実用化されてMOT（Metal Oxide Thin-Film）は，顕著な感いるサーミスタ薄膜のような金属酸化物薄温性を示し，微小な温度変化を計測する高感膜は，一般に高融点材料であるため，真空蒸度温度センサとして活用できる．

着法での成膜が困難である．したがって，サ

本報告では，MOT をセンサとして用いてーミスタ薄膜はスパッタ法により作製され構成した，熱型バイオセンサシステムの一種てきた．しかし，スパッタ法ではターゲットである，酵素センサシステムについて報告すの作製を要することなどから，薄膜作製は容る．

易ではない．
そこで本研究では融点の低い金属（Fe，２．MOT の作製工程と基礎特性Ni，Mn 等）を用いて真空蒸着法で金属多層膜を形成後，高温で焼成処理を施して金属酸Fig. 1 に金属酸化物薄膜 MOT の作製工程化物薄膜を作製する方法を開発した．本方法を示す．約 3.0×10-5 Torr 以下の真空中にて，により作製された薄膜は，焼成処理前後の成Fe，Ni，Mn を真空蒸着装置でアルミナ基板分比に大きな変化がなく良好な再現性が得上にそれぞれ順次蒸着したあと，電気炉によ1

り焼成工程を施し，Ag 電極を蒸着しエポキFe
NiMn

シ系樹脂でコーティングした．なお，蒸着する金属の重量成分比は Fe：Ni：Mn＝1：2：3

Depositとし，焼成は空気中で 1000℃，30 分間行った．焼成における最高温度での定温保持工程

MMF

Annealingにおいて，Fe，Ni，Mn の各金属層は，固溶体Ag(Electrode)となり炉内の酸素と結合して金属酸化物に転MOT換する．その後，冷却工程は薄膜にクラックが生じる危険性を回避するため，徐冷（冷却時間Fig. 1を約 9 時間）とした．

MOT の作製工程

Fig. 2 および Fig. 3 に作製した MOT の形状および温度－抵抗特性を示す．同特性は，10MOT を恒温槽内に設置して槽内の温度を 0

横型～80℃まで変化させたときの抵抗値を測定

510.5した．同図より，MOT は温度上昇に対して抵抗が指数関数的に減少することがわかる．

5

また，MOT の抵抗値は形状および電極間距0.5離により大きく異なり，電極間距離が短くな

縦型
10るほど，また横型より縦型の方が電極の断面0.5席が大きくなる分，小さな値を示す．縦型
単位：mm

MOT の抵抗値は，横型 MOT の約 1/4 の抵抗値となった．本研究では，出力信号の S/N 等を考慮して，縦型の MOT を微小温度センサ

Fig. 2

MOT の形状として用いた．

３．熱型バイオセンサシステム
酵素と基質との触媒作用は微小な温度変化を伴うため，その温度変化をセンシングすることで，酵素反応の有無を確認できるとともに，酵素や基質の識別や定量ができる．
MOT は優れた感温性を有しているため，高Fig. 3感度な熱計測デバイスとして熱型バイオセ

MOT の形状および温度-抵抗特性ンサシステムに応用できる．
Fig. 4 は，MOT を微小温度センサとして用を設置する．酵素溶液をマイクロチューブポ

いた熱型バイオセンサシステムの構成を示

ンプにより一定の速度と量で注入すると，容す．試料溶液を専用容器に入れ，中心に MOT

器内で酵素反応が起こり反応熱が発生する．

2

この酵素反応熱を MOT の抵抗値変化により検出し，ブリッジ回路により電圧信号に変換熱交換器してコンピュータに取込む．ブリッジ回路の35 ℃

印加電圧は 2.0 V である．また，反応熱が微断熱材少であるため，外部からの熱干渉を抑えるため，断熱材を設けた.

MOT

４．熱型バイオセンサシステムのブリッジ回ポンプ

酵素溶液

酵素反応特性恒温曹

Fig. 5 は，精製水および被測定物質としてFig. 4

MOT を用いた

被測定物

酵素センサシステム

D‐グルコース溶液（濃度：1.0～3.0×10- ２mol/l，容量：5 ml）を用い，グルコースオキ
30シターゼ酵素溶液（0.1 wt％，0.5 ml）を滴下

試料溶液 : グルコース，精製水-2した場合の出力電圧 Vo の特性を示す．

3.0×10-2 [mol/l]
2.0×10-2 [mol/l]
1.0×10 [mol/l]
精製水Vo (mV)20

なお，これらの溶液の反応式は下式で表さ10れる．

0ゼ
→D -グルコース＋O2 グルコースオキシター-10グルコノ-δ- ラクトン＋H 2O2グルコースオキシターゼ滴下Time (100 sec/div)

同図より，精製水へ酵素溶液を滴下した場
Fig. 5合には，エンタルピー変化を伴わないため，D-グルコースに対する出力特性応答を示さないが，D‐グルコースに対してはパルス状の反応が見られる．また，濃度が20Vp (mV)高くなるに従って，出力電圧のピーク値も増大し，D‐グルコース濃度 1.0×10-2，2.0×10-2，3.0×10-2 に対して，それぞれ 8.2 mV，1015.9 mV，23.8 mV の値を示した．また，いずれの濃度においても，パルス状出力電圧発0

生後，次第に元の値に戻るため，本システム
Fig. 6が酵素反応熱のみを検知していることが分

12Concentration (10 -2 mol/l)

3D-グルコースの濃度出力ピーク値特性

かる．
Fig. 6 は D‐グルコースの濃度と出力電圧電圧のピーク値から被測定物質の定量が可のピーク値 Vp との関係を示す．同図より，能である．

濃度と出力電圧のピーク値との間に直線的な関係が得られることがわかる．したがって，同図を検量線として用いることで，出力3５．酵素反応の選択性に関する実験

20 試料溶液 : D-グルコース
Vo (mV)

酵素は，特定の物質にしか反応しないという反応特異性を有している．反応特異性を確100認するために，種々の実験を行った．なお，

ペニシリナーゼ滴下実験で用いた試料溶液及び酵素は，それぞれグルコースオキシターゼ滴下

混合酵素滴下-10Time (100 sec/div)

同濃度，同容量（試料溶液：1.0×10-2 mol/l，5 ml，酵素：0.1 w％，0.5 ml）である．

（a）グルコース単体

Fig. 7（a）は，D‐グルコース単体溶液に20 試料溶液 : ペニシリン
Vo (mV)

ペニシリナーゼ，グルコースオキシターゼ，及びその 2 種類の混合酵素をそれぞれ滴下した際の応答特性である．ペニシリナーゼを100滴下した際は応答が無かったが，グルコースペニシリナーゼ滴下オキシターゼを滴下した際は，8.2 mV のピグルコースオキシターゼ滴下

混合酵素滴下-10Time (100 sec/div)

ーク値をもつパルス電圧が生じた．混合酵素（b）ペニシリン単体
Fig. 7 単体溶液に対する酵素反応の選択性を滴下した際もほぼ同じ波形が得られた．
Fig. 7（b）は，ペニシリン単体溶液にそれぞれの酵素を滴下した際の応答特性である．
ペニシリナーゼと混合酵素を滴下した際は，20 試料溶液 : 混合溶液（D-グルコース＋ペニシリン）
Vo (mV)

6.5 mV のピーク値をもつほぼ同じ波形のパルス電圧が生じたが，グルコースオキシター
ゼを滴下した際は応答が無かった．

100

これらの結果から，試料溶液である基質はペニシリナーゼ滴下

グルコースオキシターゼ滴下

混合酵素滴下-10

特定の酵素にのみ応答し，他の酵素には応答Time (100 sec/div)しないという鋭い選択性を有しているため，Fig. 8 混合溶液に対する酵素反応の選択性

この現象を用いることで各種の生体物質の識別が可能である．

料が反応する際の応答時間の差によるもの

Fig. 8 は，D‐グルコースとペニシリンのであると思われる．

混合試料溶液に対してそれぞれの酵素を滴下した場合の応答特性である．混合溶液に対６．今後の展開

しては，パルス波形及びピーク値が異なり，ペニシリンとペニシリナーゼ，D‐グルコー

本研究で作製した熱型バイオセンサシステ

スとグルコースオキシターゼがそれぞれ反ムは物質の識別・定量が可能であるが，本シス応しており，試料が多成分系であっても厳密テムには測定，および解析に長時間を有するとに反応選択性を再現できることが分かる．まいう問題がある．そこで熱型バイオセンサシス

た，混合酵素を滴下した際は，凹凸のある波テムからの出力データを迅速かつ簡単に解析形が得られた．これは，それぞれの酵素と試する方法を検討している．

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ンサシステムへ応用する研究を行い，センサの出力データの取り込み方法について検討した．

酵素反応

以下に，本研究により現時点で確認されている熱変化事を列挙する．

センサ回路

(1)

MOT の温度-抵抗値特性を考察した結果，直流信号温度に対して非常に顕著な温度依存性をV -F コ ン バ ー タ示した．よって高感度な熱計測デバイスとして応用可能である．

交 流 信 号 （音 声 デ ー タ ）(2)コンピュータFig. 9

MOT を熱型バイオセンサシステムに応用したところ，特定物質の濃度に比例した音響データ取り込みの信号フロー出力が得られた．よって，本システムにより被測定物質の定量が可能である．
(3)

現在多くのコンピュータは，マイク入力やラ熱型バイオセンサ出力を交流電圧信号にイン入力により音響信号（電圧変化）を取り込変換し，コンピュータに音響データとしむことが出来る A-D 変換機能を内蔵している．て入力することにより，データの取込みこの事に着目してセンサ回路の電圧データをおよび解析が容易となり，測定時間の短音響データとしてコンピュータのオーディオ縮が期待できる．
本研究では，測定のさらなる高速化，装置の入力により取り込む方法が考えられる．
Fig. 9 にデータ取り込みにおける信号フロー簡易化を目指し，現在以下の事項に対して検討を示す．まず，酵素反応による熱変化を，MOTを行っている．

を用いた温度センサ回路により，直流電圧信号・システムの熱平衡をアクティブに制御するための構成に変換する．次にその直流電圧信号を V-F コン・出力信号から不要な雑音を取り除くためのバータを介して交流電圧信号（可聴周波数帯フィルタアルゴリズムの検討域）に変換する．この交流電圧信号をコンピュ・熱解析モデルを作製するためのパラメータータのマイク入力端子より入力して音響デー（熱抵抗，熱容量等）の測定タとして扱うことで，広く普及している市販コンピュータで容易に計測できるシステムが構成できる．また，汎用音響解析ソフトなどでリ参考文献

アルタイムでの周波数解析等が出来るようになり，測定から解析までを含めた計測時間の全1)体的な短縮が期待できる．

軽部征夫，民谷栄一：「バイオエレクトロニクス」，朝倉書店（1994）

2） 田中渥夫，松野隆一：「酵素工学概論」，コロナ社（1995）

７．結言3） 田中亘，千葉茂樹，田山典男，長田洋：金属本研究では，真空蒸着法を用いて金属酸化物酸化物薄膜を用いた熱型バイオセンサの特性評薄膜 MOT を作成して，その温度特性について価，平成 15 年度電気関係学会東北支部連合大会，実験した．そしてさらに MOT を熱型バイオセ[1E9] (2003.8.21)

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