J. Plasma Fusion Res. Vol.83, No.8 (2007)６
４
７‐
６５
７

解説

ナノスコピックプラズマプロセスによるバイオデバイス構築
平 田 孝 道，畠 山 力 三 １），金 子 俊 郎１），岡 田 健１），
秋 谷 昌 宏，島 谷 祐 一，一 木 隆 範２），赤 木 貴 則２）
武蔵工業大学工学部生体医工学科，１）東北大学大学院工学研究科電子工学専攻，
２）東京大学大学院工学系研究科バイオエンジニアリング専攻／東京大学ナノバイオ・インテグレーション研究拠点（原稿受付：２
０
０
７年４月２
５日）

近年における ナノテクノロジー および バイオテクノロジー の進歩には著しいものがあり，原子・分子単位の制御を基本とした新体系が構築されつつある．特に次世代バイオデバイスとして注目されている μTAS
や Lab-on-a-chip 等のバイオマイクロシステムおよび生体埋め込み・融合型マン・マシーンインターフェースの実現には，ナノテクノロジー・バイオテクノロジー・メディカルサイエンスを横断する学際性・多面性を有する分野の開拓，すなわち工学−医学の連携・融合が必須条件である．ここでは，物理的制御性のみならず化学反応性にも優れているプラズマ理工学的手法を駆使した先端研究の一例として，電解質プラズマを利用した DNA 内
包カーボンナノチューブの創製，カーボンナノチューブを用いたバイオナノセンサ（ビタミン−タンパク質および抗原−抗体センサ）の開発，生体脳−機械インターフェース（Brain-Machine Interface，BMI）に着目した末梢神経埋め込み用電極の開発，走査型マイクロプラズマジェット装置を用いたバイオデバイス作製に関する研究成果の事例について紹介する．
Keywords:
nanoscopic plasma process, nanocarbon, deoxyribonucleic acid (DNA), brain-machine interface (BMI), biochip,
bio-nanosensor, electrolyte plasma

１．はじめに構造のカーボンナノチューブ［４，５］がある．これらを合成

プラズマ科学の分野においては，多様な中性原子・分するのに，プラズマが介在するレーザーアブレーション

子，イオン種，活性種（ラジカル）が混在するプラズマ中法，アーク放電法，プラズマ化学気相堆積（CVD）法が用および固体との界面での物理機構・化学反応性や，原子・いられているのは興味深い．一方，やはり近年の最先端技

分子レベルからナノ，ミクロンスケールに亘る幅広い制御

術開発研究課題の柱ともいえる「バイオテクノロジー」が性を活用した，プラズマを母体とする物質・材料創製の研扱う対象の代表として，DNA，ペプチド，タンパク質等の究に多くの興味が注がれてから久しい［１］．これらプラズ

生体高分子がある．これらはスケール的には丁度上記のナ

マ科学のキーワードと密接にかかわる特異な物理現象を理ノカーボンと同範囲にあるので，いわゆるナノ−バイオ融

解すると，豊富な挑戦的課題を有するナノスケールの未踏合研究に好適なナノ物質・材料と考えることができる．プ

領域世界が拓けるものと考えられているものが「ナノテク

ラズマのバイオ応用研究としては近年，有害物質分解およノロジー」である．これは，主に物理的手法でバルク固体

び殺菌・滅菌を皮切りに，ポリエチレン表面および極細を分割して微細化を推進する

チューブ内面の撥水性・親水性処理等に見られるように，

トップダウン方式に化学的手法で原子・分子を組み上げて集合させると，主ムアップ方式ボト

医学分野への領域拡大・展開が急速に進んでいるという現の双方の利点を融合させることにより，一状がある．

層の発展が期待されている科学・技術分野である．

以上の背景を鑑みながら筆者らは，従来のミクロスコ

後者の自己組織化プロセスを利用するボトムアップ方式

ピック領域よりも微小な 1 nm 近傍領域における量子効果の好例として衆目の興味を集め，物理，化学，生物を始め，の顕在化も意図して，プラズマを利用した電気・磁気・光工学，医学等の応用を含む様々な分野で現在活発に研究さ学・生体的新機能創出のナノ構造創成・制御法，すなわちれているのがナノカーボンである．その代表的なものとし「ナノスコピックプラズマプロセシング」を提唱し，プラズて，６０個の炭素原子から成る直径 1 nm 弱の球状分子 C６０を

マ科学・物質科学・生命科学の分野が交差する学際領域上主とする炭素同素体フラーレン［２，３］と，６個の炭素原子の新展開と位置づけ研究を推進している．特にナノ−バイが作る六員環が網目状に配列し，螺旋を巻きながら円筒状

オ（あるいは生命と物質の）融合を意識した場合には，気（直径数 nm〜数 10 nm，長さ数 10 nm〜数 mm）になった

体プラズマ中に加えて液体プラズマ中および気液プラズマ

Construction of Bio-Devices Based on Nanoscopic Plasma Processes
HIRATA Takamichi, HATAKEYAMA Rikizo, KANEKO Toshiro, OKADA Takeru, AKIYA Masahiro, SHIMATANI Yuichi, ICHIKI Takanori
and AKAGI Takanoricorresponding author’s e-mail: hirata@dev.ec.musashi-tech.ac.jp

６４７!2007 The Japan Society of Plasma
Science and Nuclear Fusion Research

Journal of Plasma and Fusion Research Vol.83, No.8 August 2007

界面におけるナノスコピックプラズマプロセスを活用し（CNTs）に代表されるナノカーボンは，多様な電気的・物て，MEMS（Micro-Electro-Mechanical Systems）技術を伴

理的・化学的特性を有することに起因して，新機能性材料

うバイオデバイス構築を経てバイオナノシステム創成へと開発の観点から盛んに研究が進められている［９］．これら至ることを最終目標としている．ここで，具体的な基本との CNTs と DNA はともにナノスケールの特異的性質を有なる各プラズマプロセスとそのバイオ・医療応用例を具体する物質であり，これらを会合させることで，これまでに的に以下に簡単に列挙・説明する．

ない超微細，超高速，超高感度のデバイス構築等の様々な!

応用が期待できる．ここでは，ナノ・マイクロスケールま

液体プラズマ（ウェットプロセス）#での幅広いプロセス制御性を秘めている気相中のプラズマ

マ，レーザーアブレーションプラズマによる単原子ナ

理工学的手法［１０］を DNA が安定に存在できる溶液中に適ノ粒子合成や異原子・分子内包ナノカーボン創製（高用し，新機能性バイオデバイス構築のbuilding blockとして感度バイオセンシングや機能性ベクター等のバイオテ期待される DNA を内包した CNTs を創製する手法［１１，１２］クノロジーおよびナノメディシンへの応用）．

について述べる．

$

ハードプロセス：ストリーマ・アーク放電プラズ"

ソフトプロセス：弱電離電解質プラズマによるコロ

DNA は，分子内に存在するリン酸基のため溶液中におイドや生体高分子内包ナノカーボン創製，および完全

いて多価負イオンとして振る舞う．このようなイオンを含

電離電解質プラズマによるイオン液体内包ナノカーボ

む溶液は一般に電解質溶液と呼ばれ，１９２０年代にデバイとン創製（高感度バイオセンシングや機能性ベクター等

ヒュッケルによって電解質溶液のイオン挙動に関する理論のバイオテクノロジーおよびナノメディシンへの応が構築され［１３］，その後，気体プラズマ理論へ発展した歴用）．

史的経緯がある．したがってここで，電解質溶液を

気体プラズマ（ドライプロセス）

質プラズマ

電解

と定義し，気体プラズマとの比較を行ってみ低気圧・大気圧グロー放電，高気圧アーク放電プラ

た（表１）．電解質プラズマは荷電粒子（電解質）と中性粒

ズマ，マイクロプラズマジェットによる生体機能性ナ子（溶媒）から構成され準中性であることから，気体プラ

ノ粒子やナノカーボン合成，およびナノバイオ物質・ズマと同様に扱うことができる．一方で電解質プラズマは材料の表面修飾・改質・固定・生体適合化（脳・神経液体であるため，密度が非常に高く，温度が低いことに起微小電極，バイオチップ，細胞工学，マイクロ流体デ

因して，デバイ長がナノメートルオーダーと極端に短いこ

バイス等のバイオテクノロジーおよびナノメディシンとが特徴であり，また高密度であることから従来の気体プへの応用）．

ラズマとは異なる物理的・化学的反応が期待でき，新物質創製に大きな可能性を秘めていると考えることができる．

本稿では紙面が限られているので，「医学・工学融合」
指向の新領域開拓および応用展開が期待できるナノスコピッ

図１に電解質プラズマを利用した実験装置図を示す．電クプラズマプロセスによるバイオデバイス構築の一例とし

解質プラズマ（DNA 水溶液）中にアルミニウム製アノードて，電解質プラズマを利用したナノ−バイオ融合の DNA

およびカソード電極を挿入し，アノード表面には予め開端

内包カーボンナノチューブの創製とその評価・分析，プラ処理した CNTs を塗付しておく．電極間隔は 1 mm であり，

ズマアクティベーション法等によるナノカーボン（主とし電極には直流電圧 ""! および高周波電圧 "$#を独立に印加て，カーボンナノチューブ）を用いたバイオナノセンサのすることができる．DNA は溶液中で負イオンとして存在試作と評価，半導体（プラズマ）プロセス技術とマイクロするので，直流電場を印加することでアノードへの DNA

マシニング（MEMS）技術を駆使して作製した神経再生型

負イオン照射を行うことができる．また，高周波電場を印電極による生体信号伝達，ならびに走査型マイクロプラズ

加すると，溶液中で糸玉形状を呈している DNA が分子内

マジェット法によるバイオチップの高機能化と，その流体

分極と高周波電場との相互作用で伸長することがわかってデバイスや細胞培養応用について述べる．

いるため［１４］，伸長した DNA を CNTs に照射することで畠山力三（東北大学大学院工学研究科電子工学専攻・教授）

DNA の内包効率が向上することが期待できる．なお，直流

平田孝道（武蔵工業大学工学部生体医工学科・准教授）

電場を印加した場合には，シース電場の効果により CNTs
が電場に沿って配向するため［１０］，DNA とCNTsの先端開２．ナノスコピックプラズマプロセスによるバイ
オデバイス構築

口部はともに対峙した位置関係になり，DNA が挿入されやすい状態になっている．

２．
１ 電解質プラズマを利用した DNA 内包カーボンナノ
表１

チューブの創製
生体高分子の一つである DNA は４種類の塩基分子から

構成種
電荷
温度 !
密度 #

構成され，それぞれが固有の電子状態を持っているため［６］，塩基配列によって様々なバンドギャップを持つ半導体になり得ることや［７］，DNA をテンプレート（鋳型）として用いることでナノ細線や量子ドット等の量子効果を利デバイ長用した新規デバイスの構築が期待されることから
［８］，多

!"

気体プラズマと電解質プラズマの比較．
気体プラズマa電子，正イオン，中性粒子
準中性〜3.0 eV〜1010 cm−3
〜0.13 mma 典型的な直流放電プラズマの場合．
b DNA 濃度が１０−5 mol/l の場合.

くの研究が行われている．一方，カーボンナノチューブ
６４８

電解質プラズマb
正負イオン，
中性粒子
準中性0.025 eV（300 K）〜1015 cm−3
〜11 nmCommentary

図１

Construction of Bio-Devices Based on Nanoscopic Plasma Processes

電解質プラズマを利用した DNA 負イオン照射実験装置図
および電解質プラズマ中の電位 "分布モデル図．

図３

T. Hirata et al.

DNA 負イオン照射後の CNTs のラマンスペクトル．A15,
t = 10 min.

本研究で用いた DNA は全て１重螺旋の合成 DNA であを有している DNA 負イオンをその形状を維持して照射しり，塩基（例えばアデニン）の頭文字と塩基数を表す添字

た結果 で あ る．こ の 場 合 に は，図 中 点 線 で 示 し た 164

を用いて Ax と表記する．

cm−1，178 cm−1 の波数においてスペクトル強度の変化がまずは，260 nm付近の吸光スペクトルピーク変化を測定観測されており，それぞれのピーク強度の比（!
を
!
#!#"!
#!$%）

することにより DNA 水溶液濃度変化を算定し，基板へのとることで，"Pristine"との差異が明確にわかる．さらにDNA 負イオン照射量を調べた．図２に DNA 水溶液濃度"DC+RF"は，直流電場と高周波電場を重畳印加しているこ#の直流電場印加時間 $依存性を示す．時間経過 $とともにとを示しており，この場合に !
!
#!#"!
#!$%の"Pristine"に対す

DNA 水溶液濃度が減少しており，その減少量，すなわち基る変化量が最も大きくなっていることがわかる．すなわ

板への照射量は "'&の増加とともに増加していることがわ

ち，伸長されたDNA負イオンを能動的にCNTsへ照射する

かる．これ ら の 結 果 よ り，DNA 負 イ オ ン 照 射 量は $とことにより，DNA がCNTs内部に効率よく内包されたこと"'& で制御できることが明らかになった．次に，印加するを意味している．また，DNA の塩基数や塩基の種類を変化

電場を変化させてCNTsにDNA負イオン照射を行い，そのさせることでラマンスペクトルに変化が観測され，内包効

CNTs をラマン分光法により解析した結果を図３に示す．

率に差異が生じることもわかっている［１５，１６］．

こ こ で は，CNTs の 径 方 向 の 伸 縮 モ ー ド で あ る Radial

図４に透過型電子顕微鏡によって観察した DNA 負イオ

Breathing Mode（RBM）領域に注目し，そのときのスペク

ン照射後の CNTs 像を示す．２本の CNTs 内部に，それぞ

トル形状の変化から DNA の内包について議論する．図中

れ２本と３本の１次元構造物質が内包されていることがわの"Pristine"は電場を印加していない場合の結果である．

かる．この物質の長さは用いた DNA である A１５（〜5 nm）"RF"は高周波電場のみを印加していることを示しており，
DNA 負イオンは溶液中で伸長されているが能動的なイオ
ン照射は行われていないため，"Pristine"のスペクトルと比較して大きな変化は見られない．一方，"DC"は直流電場のみを印加していることを示しており，溶液中で糸玉形状

図４
図２

DNA 水溶液濃度 c の直流電場印加時間 t 依存性．

６４９

CNTsに内包したDNAの透過型電子顕微鏡像.内包の様子を模式的に図中黒線で示してある．A15，VDC = 10 V，VRF =150 V，t = 10 min.

Journal of Plasma and Fusion Research Vol.83, No.8 August 2007とほぼ同一であるため，CNTs 内部にDNAが内包されていることを裏づけている．
本研究において，DNA 水溶液を電解質プラズマと捉え，溶液中における DNA 負イオン照射を行うことによってDNA 内包 CNTs の創製に初めて成功した．この DNA 内包
CNTs は，ナノスケールで局所的に CNTs の電気的特性を変化させることが可能であるため，新機能性バイオナノデ
バイス構築等への応用上，大きな可能性を有している．
金子俊郎（東北大学大学院工学研究科電子工学専攻・准教授）
岡田健（同・日本学術振興会特別研究員）
畠山力三（同・教授）

２．
２ ナノカーボンを用いたバイオナノセンサ
現在，単層カーボンナノチューブ（Single-Walled Carbon
Nanotubes，SWNTs）および多層カーボンナノチューブ（Multi-Walled Carbon Nanotubes，MWNTs）に代表されるナノカーボン類の基礎および応用に関する研究は，国内外の大学や民間研究所の化学・固体物理・ナノ材料分野で盛んに行われている．しかし，プラズマ科学，デバイス工学，
表面・界面化学，生体分子学等の学際的分野を包括的に駆図５使した研究は，国内外における実施報告例がほとんどないというのが現状である．特に SWNTs および MWNTs を駆(a)バイオナノセンサチップ写真，(b) 電極構造，(c) ビオチB6，C)を注入した場合の電極間
ンおよび他のビタミン(B1，
インピーダンスの時間変化．

使したバイオセンサの開発は［１７‐２０］，ナノ・バイオテク
ノロジー・メディカルサイエンスを横断する多面性機能を的な作用を利用して物質表面に新たな機能を付与（重合）す必須とする次世代ハイブリッドセンサや，生体埋め込み・る方法）した SWNTs（PEG-SWNTs）と，カルボキシル基融合型マン・マシーンインターフェースの実現性を高めてを修飾した SWNTs（COOH-SWNTs）を混合したものを，いる．シリコンを主とする無機物系材料は，固体，液体，気

図５（a）（b）に示すマルチチャンネル型 FET，（Field-Effect体における熱・化学的安定性と制御性が良く，高い信頼性

Transistor）基板（外寸：17.5×17.5 mm，SiO２薄膜［膜厚：が得られるが，原子・分子単位の設計性，柔軟性，ならび290 nm］上に Ti/Al-Si 電極［膜厚：250 nm，ソース・ドレに生体適合性に乏しい．近年の有機合成分野における分子

イン電極間距離：1，5，10，50 μm］を形成）に定着後，ペを基本単位とする新機能性物質の創製とそれら代替物質に

プチド合成用縮合剤とタンパク質架橋剤を混合した溶液をよる新概念の構築が加速的に展開されている．以上の背景

用いて COOH-SWNTs にアビジンを固定化させた．図５から，ナノカーボンベースのバイオナノデバイス創製およ（c）は，ビオチンおよび他のビタミン類（B１，B６，C）を注

びそれらの生体適合化に関する開発技術を確立すること入した場合の電極（1 μm を使用）間インピーダンスの時間

は，日本におけるバイオナノテクノロジー産業の現状を活変化を示したものである．ビオチンを注入した場合，アビ性化して国際競争力強化に直結する新産業創出のキーポイ

ジン−ビオチン結合に起因したインピーダンスの増加が観ントと成り得ると考えている．ここでは，SWNTs を主体

測され，他のビタミン類は PEG-SWNTs と COOH-SWNTsとしたバイオナノセンサ開発の一例として，ビタミン−タには結合せず，水溶化したビタミンに起因したインピーダ

ンパク質センサの試作・評価，ならびにプラズマイオン照ンスの減少が観測された．一方，PEG-SWNTs 単体を定着

射法を用いた SWNTs の化学修飾処理法（プラズマアク

させた場合，全てのビタミンにおいてインピーダンスが減

ティベーション法）による化学修飾ナノチューブの形成実少する結果が得られている．特に，蒸留水洗浄を行った場

験と評価実例（抗原−抗体センサの試作・評価）について

合，インピーダンスがほぼ初期値まで回復することから，述べる．

ビオチンを含むビタミン類は PEG-SWNTs に直接結合しな

２．
２．
１ ビタミン−タンパク質センサの開発

いものと考えられる．
２．
２．
２ プラズマアクティベーション法による化学修飾ナ

はじめに，糖タンパク質の一つであるアビジンと特異的ノチューブの形成と抗原―抗体センサへの適用な結合を有するビオチン（ビタミン B７）を用いたビタミン−タンパク質センサの作製および特性評価について述べる

２．
２．
１節における実験の場合，予め化学修飾（主としてア［２１］．アビジン−ビオチン結合は，抗原抗体反応の１００万倍

ミ ノ 基 修 飾）処 理 を 施 し た DNA ま た は タ ン パ ク 質 を以上も強く，ほとんど不可逆的結合であるため，免疫研究

SWNTs 表面に固定化させるための官能基（主にカルボキ用や癌検査用試薬に適用されている．実験は，ポリエチレ

シル[COOH]基）形成に，ウェットプロセス法
［２２，
２３］によ

ングリコール（poly[ethylene glycol]，PEG）
をグラフト処理

る酸化処理を用いている．その他の手法としては，紫外線（グラフト：「接ぎ木」や「結合」という意味であり，化学照射法［２４］，プラズマ法［２５］等が挙げられるが，ウェット
６５０Commentary

Construction of Bio-Devices Based on Nanoscopic Plasma Processes

T. Hirata et al.

プロセス法ではセンサ周辺および電極の腐食や浸食，紫外線照射では深部までの照射が困難である，等の問題点がある．以上の背景より，ウェットプロセス法よりも領域選択
性かつ制御性に優れているプラズマイオン照射法を用いた
SWNTs の酸化処理，つまり プラズマアクティベーショ
ン

法による官能基の形成実験ならびに評価・分析を行った［２６］．
実験は，PEG-SWNTs をセンサチップ上の電極間に塗布・架橋させた後，マグネトロン型プラズマ発生装置（周波数：50 Hz，電圧・電力：1 kV･20 W）を用いてプラズマ
イオン照射処理を行った．プラズマ発生用導入ガス種および圧力は大気（主に N２：78.08 ％，O２：20.95 ％）および 10
Pa であり，照射時間は 15 min である．XPS（X 線光電子
図７分光）による組成分析の結果，図６（a）に示す未処理の PEGSWNTs の場合には C-1s およびカルボニル（C=O）基に相

anti-BSA 滴下後のインピーダンス時間変化．(a)無処理，(b) ウェットプロセス法，(c) プラズマアクティベーション法．

当する結合エネルギーのスペクトルピーク（284.5 および286.5 eV）のみが観測されているが，図６（b）のウェットプ

BSA は負に帯電するため，インピーダンスは緩やかに減少

ロセス法および図６（c）のプラズマアクティベーション法

する．一方，ウェットプロセス法（図７（b））では，BSA

による処理を施した場合には COOH 基に相当するピークを注入してから約１分後にインピーダンスが減少し，６〜（288.5 eV）も観測されている．特に，プラズマアクティ

７分で安定状態に到達するのに対して，プラズマアクティ

ベーション処理における COOH 基の全ピーク面積に対す

ベーション法（図７（c））は BSA を注入してから１分以内

る割合は，イオン照射前（0.35 ％）に比べて３４倍（11.85 ％）に減少し，即座に安定状態に到達する傾向が観察された．

に増加していることが判明している．

以上の結果より，SWNTs を主体としたバイオナノセンサ

さらに，生体物質を用いた実験を行った．対象物質は，は大いなる可能性を持っているが，低温度（室温）におけ

牛血清アルブミン（BSA）と抗 BSA（anti-BSA）抗体を用るチップ上への直接成長ならびにバンドル化した SWNTs

いた．図７は処理条件（未処理，ウェットプロセス法およの分散化等にまだ問題点があるため，プラズマ条件を含め

びプラズマアクティベーション法）を変えた PEG-SWNTs

たさらなる工夫が必要であるといえる．

を用いた場合の anti-BSA 滴下後の電極間インピーダンス

平田孝道（武蔵工業大学工学部生体医工学科・准教授）の時間変化を表したものである．未処理状態（図７（a））の秋谷昌宏（同・教授）

場合，バッファ溶液（緩衝液とも呼ばれ，濃度や組成が多２．
３ 神経再生型電極による Brain-Machine Interface

少変化しても pH が変化しない性質を有する溶液）中のこの数年，Brain-Machine Interface（BMI）という言葉をよく見聞するようになった．BMI は生体の脳・神経系と人工の機械等を結びつける技術のことである．例えば自分の思ったとおりに動かせるロボット義手，光センサの出力を
実際の感覚として知覚させる人工視覚等への応用が期待されている［２７］．
BMI には脳波や筋電を体表面に貼付けた電極で記録し利用する方法もあるが，得られる情報の量や精度に限界がある．神経細胞が発する信号をより詳細に捉え，あるいはより細かな信号を神経系に送り込むには，多チャネルの微小電極アレイを直接脳や末梢神経に埋め込む必要がある．近年の微細加工技術の発達はそのような電極の製作を可能にし，BMI の可能性を進める大きな一因となっている．本稿では我々が現在開発中の末梢神経埋め込み用 BMI電極である，シーブ（Sieve）電極について紹介する．
２．
３．
１ シーブ電極
シーブ電極（図８）は神経再生型電極ともいう．ポリイ
ミド樹脂（フレキシブルプリント基板等に用いられる樹脂
図６で，高強度で絶縁性にすぐれている）製の細長いフィルム

XPS による分析結果．(a) 処理前，(b) ウェットプロセス法，(c) プラズマアクティベーション法．

の先端部に直径数 μm の微小孔を多数開け，孔の周囲をリング状の金属電極とした微小電極アレイである．各リング
６５１

Journal of Plasma and Fusion Research Vol.83, No.8 August 2007

図８

図９ シーブ電極の製造方法.

シーブ電極のしくみと構造．

から後端の接続パッドまでは埋め込み配線が延びている．
末梢神経を一旦切断してから電極を挟んでつなぎ合わせると，切断した神経の中枢側から孔を通って神経線維が再生し末梢側につながる（図８B）．この再生した神経線維から活動電位を記録し，あるいは逆に神経線維を電気刺激する［２８］．
シーブ電極は一般的なフォトリソグラフィーの技術を用いて作ることができる（図９）．すなわちシリコンウェーハ
上にポリイミド層をスピン塗布し，その上に金属パターン
を蒸着する（１，２）．再度ポリイミドを塗布する（３）．リング部外周をフォトレジストでマスクし，これに RIE（Reactive
Ion Etching：反応性イオンエッチング）で酸素プラズマを照射してポリイミドをドライエッチする（４）．この処理によってリング部では金属面が露出し，さらにその中央部には貫通孔ができあがる（５）．
２．
３．
２ 電極の埋め込みと神経活動電位の記録
我々はシーブ電極をラットの末梢神経に埋め込み，神経の活動電位を長期にわたり記録することに成功している
図１
０ (A)後耳介神経への電極埋め込み手術と，(B)再生した感覚
神経線維からの活動電位記録.

［２９］．図１０は耳介内側の感覚毛を支配する後耳介神経に電極を埋め込む場合を示している．この神経は耳に風を吹き付ける Air-puff 刺激等に反応して興奮する．埋め込み手術
では，神経を露出して切断し，その両切断端を電極両面には，記録／刺激が可能な期間がもって数年で，人間への本取り付けたガイドチューブに挿入して手術糸で向かい合わ格的適用はまだ難しい．電極の寿命を短くする一番の原因

せに固定する（図１０A）．電極後端はコネクタに接続し，そは，電極の材質が抱える侵襲性および生体非適合性であろれを頭骨に固定して皮膚の外に露出させる．手術後，神経う．すなわち金属等の固い材質は外力がかかった場合，神線維がシーブ孔を通って再生し耳介感覚毛を再び神経支配

経細胞を圧迫して死滅させてしまうこと，金属表面にタンするまでには約４０日かかる．図１
０B はシーブ電極で記録しパク質の吸着等が生じて電極の性能を劣化させることなど

た，再生後の後耳介神経の Air-puff 刺激に対する応答であが考えられる．

る．電極の単一チャネル，すなわち一つの記録リングから

このような問題を解決するブレークスルーになるのでは一本の神経線維の活動電位が記録できている．我々はまないかと期待しているのがカーボンナノチューブ（CNTs）

た，埋め込んだシーブ電極を刺激電極として用い，ラットである．CNTs は丈夫かつしなやかな導電性材料で，生体に人工的な感覚を生じさせることにも成功している．シー

適合性にもすぐれている．すでに CNTs を敷いたマットのブ電極を通って再生した後耳介神経にパルス電流を流して上で神経細胞を培養すると良好に成長するという研究や，

電気刺激すると，ラットは耳をピクつかせたり，前肢で耳CNTs を介して神経細胞に通電することに成功したというを掻いたりする行動を示す．これは耳を不意に Air-puff

報告がある．CNTs で神経の活動を記録したという例はま刺激したときなどにみられる耳介反射と同様の行動で，電だ聞かないが，ナノスコピックプラズマプロセシングを駆気刺激によって人工感覚が生じたことを示すものである．

使して創製される生体機能性 CNTs をうまく神経系に織り２．
３．
３ BMI 電極の今後込むことができれば，それも可能ではないだろうか．近い

シーブ電極に限らず現在用いられている金属電極アレイ

将来，CNTs を人工神経のように用いた，理想的な BMI
６５２

Commentary

Construction of Bio-Devices Based on Nanoscopic Plasma Processes

T. Hirata et al.

が実現するかもしれない．
島谷祐一（武蔵工業大学工学部生体医工学科・准教授）
２．
４ マイクロプラズマのバイオチップへの応用
近年，医療やバイオテクノロジーの分野における微細加工技術の応用展開として，化学・生化学分析装置を小型化するμTASやLab-on-a-chipといったバイオマイクロシステ
ム技術の研究が盛んである．この分野では，バイオデバイ
ス材料として PDMS（ポリジメチルシロキサン）と呼ばれるシリコーン樹脂が特に試作研究用途で広く用いられている．その理由は，この材料がソフトリソグラフィーにより低コストで精密成形が可能なこと，多くの化学薬品や pH
環境に対する優れた耐性，紫外−可視光領域での良好な光透過性，ガス透過性や生体無毒性等である．核酸，タンパ

図１２ 走査型マイクロプラズマジェットエッチャーにより加工した PDMS 製マイクロ流体デバイス．

ク質，さらに細胞の分析や操作，培養など様々なバイオ応
用技術を PDMS デバイス上に集積化させるための研究が行われている．筆者らは，数年来，微小化によるプラズマ技術の新たな展開を目指す「マイクロプラズマ技術」の高付加価値応用を探る目的で，バイオマイクロシステムに代表される高機能マイクロシステム技術分野への応用を研究してきた．本節では，走査型マイクロプラズマジェット装置を用いた PDMS 製バイオデバイス作製に関する研究成果の事例を紹介する．
図１１は筆者らが開発した走査型マイクロプラズマジェッ
ト装置で，これまでにシリコンウェーハの局所パターン加工，３次元加工等で実績がある［３０，３１］．小型のプラズマ源
はアルミナ板上に形成した厚さ 250 μm の銅製の平板型アンテナと内径 0.9 mm の石英管から構成されている［３２］．
144 MHz，50 W の VHF 電力を供給して Ar プラズマを発生させ，周囲から反応性ガス SF６を導入して高密度のエッ

図１３ 走査型ラジカルジェット装置を用いて局所表面処理を施した PDMS 上で 1 直線上に並んで培養された HeLa 細胞.

チャントを局所的に生じることができる．Ar と SF６ガスを用いて発生したプラズマジェットを，シート状の PDMS
試料の同一箇所で数回にわたり繰り返し走査し，PDMS応しているものと考えられる．低圧プラズマを用いた RIEのエッチングを試みると，流路形状がエッチングされた．

では，エッチング面上に基板−プラズマ間距離は，700 μm 程度が最適値であり，こな荒れが生じることが報告されているが，本装置では数 10

れは SF６の解離により生じたフッ素密度の距離依存性に対nm 程度の比較的平滑なエッチングが得られている．理由

マイクロメートルレベルの大きは明らかでないが，等方性エッチング機構に因るところが大きいと考えられる．このような特徴から，数 10 μm レベ
ルの微細加工には不十分ながら，数 100 μm レベルの加工が要求されるマイクロ流体デバイスの試作ツールとしては有効利用できる可能性があり，図１２に示すようにマイクロ
流体デバイスの試作への適用も実証されている．
さらに，図１１の装置を改造した走査型ラジカルジェット装置を用いて PDMS の局所表面酸化とこれを利用した細胞のパターン化培養を試みた［３３，３４］．Ar プラズマジェッ
トの下流に小型反応室に配置した酸素ガスを導入して酸素ラジカルを生成し，直径 100 μm のノズルからラジカルをジェット状に噴出した．O２/Ar 系プラズ マ で 生 成 し たジェットを掃引照射することで本来疎水性である PDMSの表面を局所的に酸化してシリカ層を形成し，親水性を付与できた．局所的な濡れ性の制御によ り，処 理 さ れ た
PDMS 上には，選択的にコラーゲン，フィブロネクチンや

図１
１ 走査型マイクロプラズマジェットエッチャーの概略図．

６５３

Journal of Plasma and Fusion Research Vol.83, No.8 August 2007

ラミニン等の細胞外マトリックス（多細胞生物の細胞間に平田孝道（武蔵工業大学工学部生体医工学科・准教授）

存在する超分子複合体で，細胞接着における足場の役割，

畠山力三（東北大学大学院工学研究科電子工学専攻・教授）

細胞増殖因子や分化誘導因子の保持等の機能をもつ）成分が吸着し，細胞の位置選択的な培養が可能となる．図１３に

参考文献

は細線パターン上での HeLa（ヒト子宮頸がん）細胞の培養［１］板谷良平：応用物理 64, 526 (1995).
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［２５］Z.N. Utegulov, D.B. Mast, P. He, D. Shi and R.F. Gilland,
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［２６］T. Hirata, S. Amiya, M. Akiya, O. Takei, T. Sakai and R.
Hatakeyama, Proc. of the 28th Int. Conf. on Phenomena in
Ionized Gases (ICPIG), Prague, Czech Republic (2007).
［２７］M.A. Lebedev and M. A.L. Nicolelis, Trends Neurosci. 29(9), 536 (2006).
［２８］T. Akin, K. Najafi, R.H. Smoke and R.M. Bradley, IEEE
Trans. Biomed. Eng. 41(4), 305 (1994).

の例を示す．
一木隆範（東京大学大学院工学系研究科バイオエンジニアリング専攻／
東京大学ナノバイオインテグレーション研究拠点・准教授）
赤木貴則（同・助教）

３．おわりに原子・分子単位での領域選択性および制御性に優れているナノスコピックプラズマプロセスを含む
学的手法

プラズマ理工は，新物質創製およびバイオメディカルへの応用等，生命と物質の融合時代に多角的に適応できる可能性を有している手法であり，化学修飾等の外的構造変化のみ
ならず，内部構造変化を活用する特性改質にも有効であるといえる．特に，MEMS に代表される超微細加工，原子・分子単位での新物質創製，ならびに生体適合性向上のための無機・有機複合化等の技術が要求される次世代ハイブ
リッドセンサデバイス開発や生体埋め込み・融合型マン・
マシーンインターフェースの実現には，重要なキープロセ
シング法と成り得る．
原子・分子内包の結果，内部構造敏感性を有する新規ナノ構造カーボンナノチューブにおいては，表面および内部の電子状態を大きく制御することができるため，電子の挙動のみならず，生体活動に重要な役割を果たしているイオ
ンの挙動も検出することが可能であるので，多彩な高感度信号計測が可能であるといえる．特に，ナノスケールでの配向により，マルチチャンネル化が可能となるため，バイ
オデバイス自体の小型化が大いに期待できる点においても大きな意義があると考えている．
一方，従来の生体信号計測で用いる電極（チップ）は，針状電極を局部に設置するために神経との接触面積が小さく，微弱な信号検出に限界がある．それと同時に，電極界面におけるイオン交換反応により表面変化が起こり，長期間の使用において信号検出感度の低下を引き起こす恐れがある．そこで，化学修飾化により生体適合性を向上させた
カーボンナノチューブを用いる場合には，生体細胞をナノチューブに付着させるのではなく，ナノオーダーのナノチューブ間に生体細胞が増殖・伸長する可能性があるといえる．また神経再生型電極の場合においては，外部接触型
よりも内部融合型に極めて近いため，プラズマによる化学修飾・生体適合化が期待されている．さらに，マイクロプ
ラズマジェットの高機能化による，生命の最小単位である細胞を解析・操作する細胞ナノエンジニアリングへの貢献が望まれている．以上のことより，ナノスコピックプラズ
マプロセシングベースのナノ新物質創製および生体適合性向上を推進することは，半導体プロセス等で培われた計測手段を用いるイオン・ラジカル種の制御と界面における反応過程の詳細分析を並行することにより，さらに進化した
バイオデバイスの構築を実現するものと期待している．
６５４

Commentary

Construction of Bio-Devices Based on Nanoscopic Plasma Processes［２９］Y. Shimatani, S.A. Nikles, K. Najafi and R.M. Bradley,
Physiol. Behav. 80, 309 (2003).
［３０］T. Ideno and T. Ichiki, Thin Solid Films 506/507, 235(2006).
［３
１］H.M.L. Tan, T. Ideno and T. Ichiki, J. Photopolymer Sci.
Technol. 18, 237 (2005).

T. Hirata et al.

［３２］T. Ichiki, T. Koidesawa and Y. Horiike, Plasma Sources
Sci. Technol. 12, s16 (2003).
［３３］H.M.L. Tan, H. Fukuda, T. Akagi and T. Ichiki, Thin Solid
Films 515, 5172 (2007).
［３４］H.M.L. Tan, T. Akagi and T. Ichiki, J. Photopolymer Sci.
Technol. 19, 245 (2006).

６５５

Journal of Plasma and Fusion Research Vol.83, No.8 August 2007

用語解説
DNA（Deoxyribonucleic Acid）

ソフトリソグラフィー（Soft Lithography）

DNA はデオキシリボ核酸（deoxyribonucleic acid）の略

広義には，光を使わず，印刷，成形，エンボス技術を使っ号である．DNA は形の異なる４つの塩基分子（A：アデニてパターン転写を行うリソグラフィーをソフトリソグラ

ン，G：グアニン，C：シトシン，T：チミン），糖，リン酸フィーと称する．自己組織化の研究で著名なハーバード大で構成されており，塩基の並び方（塩基配列）によってあ学の G. M. Whitesides 教授が提唱した．バイオチップの試

らゆる生命体の遺伝情報を担っている．また，４つの塩基作研究では，ソフトリソグラフィーを用いたポリマー製マには「A-T」「G-C」のように相補的に結合する性質があり，イクロ流体デバイスの作製技術が普及している．常温でゴ

これにより「自己複製」が行われ，遺伝情報が伝達される．

ム状弾性を有するエラストマー材料の表面に微細な鋳型を近年，そのDNAを遺伝子工学の分野のみならず，分子エレ用いて，微細な凹凸構造を転写する．エラストマー材料とクトロニクスデバイスとして利用しようとする研究が盛んしては，シロキサン主鎖にメチル基が結合したシリコーンになっている．DNA は，塩基配列を制御することにより，樹脂であるポリジメチルシロキサン（poly(dimethylsilox-

自己組織化ネットワークを構成することや，特異な電気特ane); PDMS）がよく用いられる．鋳型は，半導体プロセス性を示すことが明らかになり，ボトムアップ的アプローチ

で用いられる通常のフォトリソグラフィーやマイクロマシ

による新規ナノバイオデバイス構築の構成要素としての期

ン製造で用いられる厚膜レジスト（例えば，MicroChem

待が高まりつつある．

社の SU‐８など）を使って作製されることが多いが，耐久性の高い鋳型は，シリコンのドライエッチングや厚膜めっき

BMI（Brain-Machine Interface）

により形成される．

生体の脳・神経系と人工の機械を結びつける技術をいナノカーボン（Nanocarbon）

う．計測した神経信号で直接動かすロボット義手や，光センサからの出力で脳を電気刺激して感覚を知覚させる人工

ナノスケール炭素材料の総称．一般的な対象物として

視覚等，いわゆる「サイボーグ」を実現させるための基本は，炭素原子により構成された六員環ネットワーク構造物技術である．我が国では体表面から脳波や筋電を計測してであるグラフェンシート，結晶構造を有する炭素同素体で機械等を制御する非侵襲的 BMI の研究が主流であるが，米あるダイヤモンドがよく知られている．一方，炭素原子か

国では体内に電極を埋め込み脳と機械を直接的に結合するら成るクラスターであり，球状の炭素同素体であるフラー

侵襲的 BMI の研究も積極的に行われている．侵襲的 BMI

レンや，グラフェンシートが単層あるいは多層の同軸管状はその SF 的な話題性から最近特に注目を集めているが，になった物質であるカーボンナノチューブは，新規ナノス

一方で電極の生体適合性の問題や皮膚外に露出するコネク

ケール材料として脚光を浴びている典型的な物質である．

タ部における感染の問題等，実用化のために解決しなくてさらにカーボンナノチューブの一種であり，尖った先端形はならない重大な問題も残されている．

状を有するカーボンナノホーンは，燃料電池の電極材料やガス吸蔵材として実用化に最も近いナノカーボンと言われバイオチップ（μTAS，Lab-on-a-chip）ている．これらの物質は，電気的，機械的，化学的特性等

化学，バイオのための器具，装置をチップ上にマイクロの多様性を示し，次世代産業に不可欠なナノテクノロジー

システム化する研究が１
９９０年頃から急速に発展している．

材料として，世界中で最も注目されているナノ物質材料で半導体や MEMS の産業分野で発達した微細加工を応用しある．

て，微小な反応器，混合器，分離器等の流体要素，さらに官能基（Functional Group）

バルブ，ポンプ等の流体制御素子，センサ等の検出素子を
微小流路を介してガラスやプラスチック，シリコン等の基物質の化学的属性や化学反応性に注目した原子群の分類

板上に集積化して組み込み，分析や合成等の実験操作を１であり，化学的な性質を化合物に与えるこれらの総称．そつのチップ上で可能にする技術である．発展途上の技術でれぞれの官能基は特有の物性や化学反応性を示す．

あるため呼称は定まっていないが，マイクロ TAS（Micro
Total Analysis System：マイクロ化学分析システム），ラボ・オン・チップ（Lab-on-a-chip，LOC）などと称されることが多い．

６５６

!!
ひら

た

たか

解説執筆者紹介みち

はたけ やま平 田 孝 道

こ

とし

おか

まさ

だ

たける

岡 田

健

２
０
０
６年３月東北大学大学院工学研究科博士課程修了．博士
（工学）
．２
０
０
６−２
０
０
７年日本学
術振興会特別研究員，２００６年ドイツ・ミュ
ンヘン工科大学ワルターショットキー研究所客員研究員を経て，現在は，東北大学多元物質科学研究所研究員．主な研究分
野は溶液系プラズマ，生体分子へのカーボンナノチューブ応
用等．

ろう

東北大学大学院工学研究科准教授．１
９９７年
３月東北大学大学院工学研究科電子工学専
攻博士課程修了，同助手を経て２０
０
４年１月
より現職．主な研究テーマは，ナノ・バイオテクノロジーへのプラズマ応用の観点から，液体中または液体と接したプラズ
マの生成・制御とそれを利用した新規ナノバイオ物質の創製である．一方で，核融合プラズマや宇宙プラズマにおいて観測される現象のメカニズムを室内実験で明らかにすることを目指して，磁化プラズマ中の不安定性や構造形成，電磁波による波動吸収・加熱等に関する基礎的な研究にも従事している．
やぞう

東北大学大学院工学研究科教授．１
９７
６年３月東北大学大学院工学研究科電子工学専攻
博士課程修了（工学博士）．同助手，助教授を
経て１
９
９
７年１
２月より現職（物性工学講座プラズマ基礎工学分野
担当）．プラズマ科学の基礎と応用に従事しています．

金 子 俊 郎あきりき

畠 山 力 三１９９２年岩手大学大学院工学研究科（電気工学専攻）修士課程修了，１９９
３年東北大学工学部
助手，２００
３年東北大学大学院工学研究科講師，２００５年武蔵工業大学工学部電子通信工学科准教授，２００７年
工学部生体医工学科准教授，現在に至る．工学博士．ナノスコ
ピックプラズマプロセス制御による新規構造フラーレン／
カーボンナノチューブの創製，並びに新規バイオナノセンサの開発研究に従事．応用物理学会，応用物理学会プラズマエレ
クトロニクス分科会，日本物理学会，プラズマ・核融合学会，フラーレンナノチューブ学会 各会員．
かね

""

しま

たに

ゆう

いち

島 谷 祐 一１９８
２年岡山大学大学院理学研究科修了，東京女子医科大学医学部助手・准講師，ミシガン大学研究員を経て，現在，武蔵工業大学
生体医工学科准教授．博士（医学）．主な研究分野は，脳・神経と機械をむすぶ体内埋め込み型インターフェースの研究，無脊椎動物光受容細胞における情報伝達機構の研究など．

ひろ

秋 谷 昌 宏
あか

いち

き

たか

ぎ

たか

のり

赤 木 貴 則１９７
３年３月東北大学大学院工学研究科電子工学専攻修士課程修了，同年４月電電公社（現 NTT）武 蔵 野 電 気 通 信 研 究 所 入 社，
CMOS メモリ，SIMOX デバイス，LSI 配線電極技術等の研究に 従 事，１
９
９
１年４月 武 蔵 工 業 大 学 助 教 授，１９９
６年４月 同 教
授，現在に至る．工学博士．LB 膜を用いた各種センサの研究，
LSI 設計並びに配線技術の研究に従事．電気学会，応用物理学会，電子情報通信学会，米国電気化学協会（ECS），英国化学会
（SCI）
，各会員．

２
０
０
３年九州大学大学院薬学府博士課程後期課程修了．博士（薬学）．山之内製薬!（現，アステラス製薬!）研究員を経て，２００
４年より東京大学大学院工学系研究科総合研究機構助手，２００
６年よりバイオエンジニアリング専攻助教．主として微細加工技術を応用した細胞計測デバイスに関する研究に従事．応用物理学会，日本薬理学会会員．

のり

一 木 隆 範１９９
５年東京大学大学院工学系研究科博士課
程修了．博士（工学）．東洋大学工学部電気電子工学科助手，講師，助教授を経て，２００４年に東京大学大学院工学系研究科総合研究機構助教授．２００
６年
より東京大学大学院工学系研究科バイオエンジニアリング専攻准教授（総合研究機構戦略研究部門兼任）．バイオデバイス，
プラズマプロセス，微細加工等の研究に従事．

６５７