CN103459583B - 传感器、传感器的制造方法及聚合物层 - Google Patents
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Abstract
本发明提供一种传感器，其包括检测部，所述检测部包括检测用电极以及聚合物层，所述聚合物层配置在检测用电极上，具备与检测对象的微生物的立体构造互补的三维构造的模板，所述传感器根据微生物被捕捉到所述模板的捕捉状态检测微生物，所述聚合物层是通过包括下述工序的制造方法形成的：聚合工序，在作为检测对象的微生物存在下对单体进行聚合，由此在检测用电极上形成捕获有微生物的状态的聚合物层；破坏工序，将被聚合物层捕获到的微生物局部破坏；以及过氧化工序，对聚合物层进行过氧化处理，从而将微生物从聚合物层放出。
Description
技术领域
本发明涉及用于检测微生物的传感器及其制造方法。
背景技术
近年，在医疗行业、食品行业、农业、畜产、养殖、水处理设施等方面，对微生物检测的关注度越来越高。存在于食品、医药品、农药等中的污染微生物，即使是微量的，也会对人的健康带来很大影响。此外，医院、老人看护设施中的微生物污染正在成为社会问题。另外，正如从多种抗菌商品的流通、需要不断上升所看出来的，一般家庭中对卫生管理的关注度也越来越高。例如，在食品加工工厂的情况下，以抽样的方式实施出厂食品的细菌检查和工厂内的环境中的细菌检查，但是当用培养法进行测定时，到得到结果为止需要24～48小时左右，这成为到出厂为止的保管成本增大的主要原因，所以要求迅速的检测方法。此外，在农业领域中，例如如果水耕栽培的培养液中的细菌数增加，则会提高得病的风险。通过快速掌握细菌数能够采取迅速杀菌等措施，所以迅速的检测方法是有效的。
由于这样的现状，所以近年，能简单检测微生物污染的技术的必要性急速增高。此外，在医疗现场，由于需要快速确定感染病的原因的病原菌，所以需要能够迅速且高灵敏度地检测病原菌的技术。作为微生物的检测及确定方法，例如存在ELISA法、免疫印迹法等方法。这些方法例如是下述的方法：在使抗体（一次抗体）与微生物固有的蛋白质发生抗原-抗体反应之后，进而使标记的二次抗体与抗体（一次抗体）反应，通过二次抗体的化学发光或ATP的水解反应的监测来进行检测。
此外，专利文献1公开了一种利用具备分子模板的聚合物的电化学性质，来检测来源于微生物的阴离子型分子（ATP、氨基酸等）的方法。现有技术文献
专利文献
专利文献1:日本公开公报特开2009-58232号
发明内容
本发明要解决的技术问题
但是，所述的方法都不是检测微生物本身的方法。此外，按照ELISA法等，必须制备针对微生物固有的蛋白质等的抗体，因此并不容易。
本发明的目的是提供一种新型的微生物检测用传感器及其制造方法，能够以迅速且简便的方式高灵敏度地检测微生物。
解决技术问题的技术方案
本发明提供一种传感器，其包括检测部，所述检测部包括检测用电极以及聚合物层，所述聚合物层配置在所述检测用电极上，具备与检测对象的微生物的立体构造互补的三维构造的模板，所述传感器根据所述微生物被捕捉到所述模板的捕捉状态来检测所述微生物，所述聚合物层是通过包括下述工序的制造方法形成的：聚合工序，在作为检测对象的所述微生物存在下对单体进行聚合，由此在所述检测用电极上形成捕获有所述微生物的状态的所述聚合物层；破坏工序，将被所述聚合物层捕获到的所述微生物局部破坏；以及过氧化工序，对所述聚合物层进行过氧化处理，从而将所述微生物从所述聚合物层放出。
作为所述传感器的优选的方案，所述传感器还包括对电极，在使所述检测部以及所述对电极与试样溶液接触的状态下，在所述检测部的所述检测用电极与所述对电极之间施加交流电压，通过介电泳将所述试样溶液中的所述微生物向所述检测部的方向引导。交流电压的施加时间只要能将试样溶液中的微生物向检测部的方向引导，则交流电压的施加时间没有特别的限定。
作为所述传感器的优选的方案，石英晶体谐振器（水晶振動子）将所述检测部的所述检测用电极作为一方的电极，根据所述石英晶体谐振器的共振频率的变化，测定所述聚合物层的质量的变化，来检测所述微生物的捕捉状态。
在所述传感器中，优选的是，所述单体从由吡咯、苯胺、噻吩及它们的衍生物构成的组中选择。
在所述传感器中，优选的是，所述检测用电极的所述聚合物层的形成面为粗面。
在所述传感器中，优选的是，作为所述微生物是整体或表面的电荷为负电荷过剩状态的微生物。例如，当所述微生物为细菌时，所述破坏工序是进行溶菌处理的工序。作为所述细菌，可以例举绿脓杆菌、不动杆菌、大肠杆菌。
此外，本发明提供一种传感器的制造方法，所述传感器包括检测部，所述检测部包括检测用电极以及聚合物层，所述聚合物层配置在所述检测用电极上，具备与微生物的立体构造互补的三维构造的模板，所述传感器检测所述微生物，所述制造方法包括：聚合工序，在作为检测对象的所述微生物存在下对单体进行聚合，由此在所述检测用电极上形成捕获有所述微生物的状态的所述聚合物层；破坏工序，将被所述聚合物层捕获到的所述微生物局部破坏；以及过氧化工序，对所述聚合物层进行过氧化处理，从而将所述微生物从所述聚合物层放出。
在所述制造方法的优选的方案中，所述传感器还包括对电极，所述聚合工序，在处于与所述单体的溶液接触状态下的所述检测用电极与所述对电极之间施加电压，对所述单体进行电解聚合。
在所述制造方法的优选的方案中，所述过氧化工序，在处于与从中性到碱性范围内的溶液接触的状态下的所述检测用电极与所述对电极之间施加电压，对所述聚合物层进行过氧化处理。
所述制造方法的优选的方案，所述制造方法还包括粗面化工序，所述粗面化工序，对所述检测用电极的所述聚合物层的形成面进行粗面化处理。
此外，本发明还提供一种聚合物层，所述聚合物层具备与微生物的立体构造互补的三维构造的模板，所述聚合物层是通过包括下述工序的制造方法制造而成的：聚合工序，在所述微生物存在下对单体进行聚合，形成所述聚合物层；破坏工序，将被所述聚合物层捕获到的所述微生物局部破坏；以及过氧化工序，将所述微生物从所述聚合物层放出。
本发明的效果
按照本发明的传感器，能够以迅速且简便的方式高灵敏度地检测微生物。此外，按照本发明的传感器的制造方法，可以提供能够以迅速且简便的方式高灵敏度地检测微生物的传感器。
附图说明
图1示意性地表示本发明的传感器的聚合物层的优选制作工序，图1的（a）为聚合工序前的剖视图、图1的（b）为聚合工序后的剖视图、图1的（c）为破坏工序后的剖视图、图1的（d）为过氧化工序后的剖视图。
图2是简要表示在本发明的传感器中目标微生物被捕捉到模板的样子的示意图，图2的（a）是表示是目标微生物的情况的图，图2的（b）是表示不是目标微生物的情况的图。
图3是表示本发明的QCM传感器的简要结构的示意图。
图4是绿脓杆菌的电子显微镜照片。
图5是不动杆菌的电子显微镜照片。
图6是表示实施例1的聚合工序后的聚吡咯层表面的电子显微镜照片的图。
图7是表示实施例1的聚合工序中的时间与电流的关系、以及时间与石英晶体谐振器的共振频率的关系的图。
图8是表示实施例1的时间与质量变化的关系的图。
图9是实施例1的溶菌工序和过氧化工序后的过氧化聚吡咯层表面的电子显微镜照片。
图10是改变了实施例1的溶菌条件的情况下的溶菌工序和过氧化工序后的过氧化聚吡咯层表面的电子显微镜照片。
图11是表示实施例1的过氧化工序中的时间与电流的关系、以及时间与石英晶体谐振器的共振频率的关系的图。
图12是表示使用了实施例1的传感器的微生物检测时的交流电压施加时间与石英晶体谐振器的共振频率的关系的图。
图13是表示实施例2的聚合工序后的聚吡咯层表面的电子显微镜照片的图。
图14是表示实施例2的聚合工序中的时间与电流的关系、以及时间与石英晶体谐振器的共振频率的关系的图。
图15是实施例2的溶菌工序和过氧化工序后的过氧化聚吡咯层表面的电子显微镜照片。
图16是表示实施例2的过氧化工序中的时间与电流的关系、以及时间与石英晶体谐振器的共振频率的关系的图。
图17是表示使用了实施例2的传感器的微生物检测时的交流电压施加时间与石英晶体谐振器的共振频率的关系的图。
图18是表示使用了实施例3的传感器的微生物检测时的交流电压施加时间与石英晶体谐振器的共振频率的关系的图。
图19是表示使用了实施例4的传感器的微生物检测时的交流电压施加时间与石英晶体谐振器的共振频率的关系的图。
图20是表示在实施例5的传感器中添加了含有绿脓杆菌的试样溶液后的检测试验中的交流电压施加时间与石英晶体谐振器的共振频率的关系的图。
图21是表示在实施例5的传感器中添加了含有大肠杆菌的试样溶液后的检测试验中的交流电压施加时间与石英晶体谐振器的共振频率的关系的图。
图22是表示在实施例5的传感器中添加了含有不动杆菌的试样溶液后的检测试验中的交流电压施加时间与石英晶体谐振器的共振频率的关系的图。
图23是表示在实施例5的传感器中添加了包含粘质沙雷氏菌的试样溶液后的检测试验中的交流电压施加时间与石英晶体谐振器的共振频率的关系的图。
具体实施方式
本发明的传感器包括检测部，所述检测部包括检测用电极以及聚合物层，所述聚合物层配置在检测用电极上，具备与微生物的立体构造互补的三维构造的模板，所述传感器根据微生物被捕捉到模板的状态检测微生物。
本发明的传感器的聚合物层是通过包括下述工序的制造方法形成的：聚合工序，在作为检测对象的微生物（以下也称为“目标微生物”）的存在下将单体聚合，在检测用电极上形成捕获有微生物的状态的聚合物层；破坏工序，将被聚合物层捕获的微生物局部破坏；以及过氧化工序，对聚合物层进行过氧化处理，从而将微生物从聚合物层放出。
下面参照附图说明本发明的优选实施方式。
[传感器的聚合物层的制作]
图1是示意性地表示本发明的传感器的聚合物层的优选制作工序的剖视图。图1表示了使用吡咯作为单体时的实施方式。首先，如图1的（a）所示，在接触检测用电极11的环境下，准备包含微生物13和吡咯的溶液12。在聚合工序（St1）中，将检测用电极11作为阳极并将对电极（未图示）作为阴极进行电解，通过吡咯的氧化聚合反应，在检测用电极11上形成由聚吡咯（图1的（b）中的“PPy”为聚吡咯的省略）构成的聚合物层14。在形成的聚合物层14中捕获有微生物13。认为由于在聚合工序中向检测用电极11放出电子，吡咯自身具有正电荷，为了补偿所述正电荷，整体或表面的电荷为负电荷过剩状态的微生物13被捕获到聚合物层14中。
接着，如图1的（c）所示，在破坏工序（St2）中，将被聚合物层14捕获的微生物13的一部分破坏。例如可以通过添加分解酶、调整温度、超声波处理、臭氧处理、残留氯的存在、噬菌体处理来进行破坏工序。当微生物13为细菌时，可以通过使用了溶菌酶等分解酶的溶菌处理（以下也将通过溶菌处理进行的破坏工序称为“溶菌工序”）来进行破坏工序。通过所述破坏工序，微生物13的形状发生变化，微生物13变得容易从聚合物层14放出。
此后，在过氧化工序（St3）中，对聚合物层14进行过氧化处理。由于如果构成聚合物层14的聚吡咯被过氧化，则成为过氧化聚吡咯（图1的（d）中的“OPPy”是过氧化聚吡咯的省略），并成为电中性，因此微生物13被从聚合物层14放出。聚合物层14中的微生物13曾存在的区域，变成具有与微生物13的立体构造互补的三维构造的模板15。所述过氧化工序（St3）还引起聚合物层14的固化，从而使微生物13的模板15稳定。优选的是，将溶液12调制到从中性到碱性的范围内，并对检测用电极11与对电极（未图示）间施加电压，由此进行过氧化工序（St3）。具备如上所述地形成的模板15的聚合物层14与检测用电极11的层叠体，构成本发明的传感器的检测部17。
形成的模板的三维构造，能根据过氧化反应的溶液组成、用于引起过氧化反应的电压而改变。通常，在过氧化反应缓慢进行的条件下，通过检测对象的微生物13形成具有紧密三维构造的模板。
作为检测对象的微生物13没有特别的限定，只要是整体或表面的电荷为负电荷过剩状态的微生物即可，以大肠杆菌的埃希氏菌属、绿脓杆菌等的假单胞菌属、醋酸钙不动杆菌等的不动杆菌属为首，可以例举沙雷氏菌属、克雷伯菌属、肠杆菌属、柠檬酸杆菌属、伯克霍尔德菌属、鞘脂单胞菌属、色杆菌属、沙门氏菌属、弧菌属、军团菌属、弯曲菌属、耶尔森菌属、变形杆菌属、奈瑟菌属、葡萄球菌属、链球菌属、肠球菌属、梭状芽胞杆菌属、棒状杆菌属、李斯特菌属、芽胞杆菌属、分枝杆菌属、衣原体属、立克次体属、嗜血杆菌属的细菌。此外，作为病毒，可以例举A型肝炎病毒、腺病毒、轮状病毒、诺如病毒。作为真菌，可以例举念珠菌。作为原虫，可以例举隐孢子虫。微生物的整体或表面的电荷，按照pH等溶液12的水质而变化。例如，微生物的表面有羧基、氨基、磷酸基等各种官能团，pH值越大，包含所述官能团的表面越带负电。因此，形成模板时以及测定时，为了成为负电荷过剩的状态，例如可以将溶液12设定成碱性等。
在图1中，对使用吡咯作为单体、以及形成聚吡咯层作为聚合物层的情况进行了说明，但是作为成为聚合物层的原料的单体不限于吡咯，除吡咯以外，还可以例举苯胺、噻吩及它们的衍生物等。
对检测用电极11的材料没有特别的限定，可以例举金电极、金和铬的多层电极、金和钛的多层电极、银电极、银和铬的多层电极、银和钛的多层电极、铅电极、铂电极、碳电极等。优选的是，对检测用电极11的形成聚合物层14的面实施粗面化处理。通过使检测用电极11的形成聚合物层14的面是粗面，能够提高与聚合物层14的贴紧性，此外还具有使电极的表面积扩大的效果。例如，当使用金电极作为检测用电极11时，可以进行下述的粗面化工序：对金电极表面实施等离子体蚀刻，其后固定金纳米颗粒，由此进行粗面化处理。
[目标微生物被捕捉到模板]
图2是简要表示目标微生物被捕捉到模板的样子的示意图。图2的（a）表示了试样溶液中的微生物13a是目标微生物的情况，图2的（b）表示了试样溶液中的微生物13b不是目标微生物的情况。如图2的（a）、图2的（b）所示，首先，在接触由聚合物层14和检测用电极11构成的检测部17以及对电极16的环境下，准备试样溶液。而后，向检测用电极11和对电极16间之间施加交流电压，通过介电泳使试样溶液中的微生物向检测部17的方向移动。另外，进行对电极16的结构、施加电压的调整以及试样溶液的调制，使得微生物通过介电泳向检测用电极11移动。如果微生物向检测用电极11的方向移动，则具有与模板15的三维构造互补的立体构造的微生物13a被捕捉到模板15内（图2的（a）），但是与模板15非互补的微生物13b未被捕捉到模板15内（图2的（b））。此外，即使水中含有微生物以外的例如泥、铁锈等悬浮物时，由于所述的悬浮物也与模板15在三维形状、带电状态等方面不同，不是互补的，所以不会被捕捉。因此，能识別目标微生物和其他悬浮物。微生物与其他悬浮物的分离也可以通过介电泳进行（可以在能使微生物聚集在电极上而使其他悬浮物不聚集的条件下进行介电泳），为了通过介电泳分离微生物和其他悬浮物，需要根据水的导电率等水质的变化而改变频率等介电泳的条件。本发明的传感器由于能通过对象物的形状进行识別，因此难以受到水质的影响。
[目标微生物的检测]
如果微生物13a被捕捉到模板15内，则由聚合物层14和检测用电极11构成的层叠体产生例如质量变化、导电特性变化、电容变化、光反射率变化、温度变化等。在本发明的传感器中，通过检测所述的变化，来检测微生物被捕捉到模板15的捕捉状态。而后，能根据捕捉状态检测目标微生物。通过这种检测，能实现目标微生物的迅速且高灵敏度的检测。作为质量变化的检测方法的具体示例，可以举出检测石英晶体谐振器的共振频率的变化的检测方法。下面说明本发明的传感器的优选的一个例子，石英晶体谐振器微天平（QCM）传感器。
（QCM传感器）
图3是表示QCM传感器的简要结构的示意图。QCM传感器33包括：室27，保持溶液；石英晶体谐振器32，配置在室27的底部；振荡电路22；以及控制器21，具有频率计数器。石英晶体谐振器32是通过由图1所示的工序制作成的检测部17、石英晶体片24以及对电极（第二对电极）23依次层叠而成的。QCM传感器33还包括：浸泡在试样溶液31内的对电极（第一对电极）16；参比电极30；以及与接检测部17的检测用电极11和对电极16连接的交流电源29。
首先，向室27内添加试样溶液31。而后，通过交流电源29向检测用电极11和对电极16之间施加交流电压，使试样溶液31内所含的微生物通过介电泳向检测部17的方向移动。与此同时，通过振荡电路22向检测用电极11和对电极23之间施加交流电压，使石英晶体片24振动。如果微生物被捕捉到聚合物层14的模板15中，则检测部17的质量发生变化，石英晶体片24的共振频率改变。控制器21内的频率计数器接收来自振荡电路22的信号，并测定共振频率值，根据共振频率值的变化检测微生物的捕捉状态。
使用图3所示的QCM传感器33，对检测用电极11表面进行粗面化处理，并按照图1所示的工序，可以在检测用电极11上形成聚合物层。在该情况下，将依次层叠检测用电极11、石英晶体片24、对电极23而成的石英晶体谐振器配置在室27的底部，并替代交流电源29连接直流电源来进行。在使用了QCM传感器33的聚合物层的形成中，通过与聚合物层形成的同时监测石英晶体谐振器的共振频率的变化，可以确认聚合物层的形成的进行状况。当检测对象的微生物存在多种时，通过一个一个地形成各个本发明的模板并将它们进行组合、或通过在单独的模板中同时形成与多种微生物对应的模板，能够同时检测多种微生物。
按照本发明的传感器，能在例如数分钟～数十分钟内检测出细菌，相比培养法能够非常迅速地检测出细菌。此外，由于不使用荧光染色所必须的染色试剂以及用ATP测定菌数所必须的ATP提取试剂等就可以进行检测，因此能够容易组装到净水器、饮水机或自动制冰装置等设备上并能够容易实现自动化。此外，作为水质检查、食品检查中的细菌检查工具，能在净水厂、饮料、食品工厂中利用。更具体而言，能够自动检测出储水容器和配管通道等装置内的细菌，并通知用户、或自动采取杀菌、清洗等对策。此外，还可以作为装置组装在净水厂的净水的配管线上，来检测提供的水的细菌。
所述的传感器的聚合物层，除了可以用于传感器的构成部件以外，还可以用于利用了具有与微生物的立体构造互补的三维构造的模板的微生物捕捉装置、微生物形状识别装置、微生物追踪装置，此外，还可以用于利用了多孔体的催化剂载体等。
实施例
下面通过实施例来说明本发明。以下的实施例为本发明的示例，并不对本发明做出限制。
在以下的实施例中，聚合物层的制作使用电化学测定系统（Model842B，ALS公司制）进行，检测用电极使用了金电极（与石英晶体谐振器的一方的电极11对应），参比电极使用了Ag/AgCl（饱和KCl），对电极（第一对电极）使用了Pt棒（直径1mm，长度4cm，（株）ニラコ制造）。在以下的记载中，电位记载的是相对于所述参比电极的电位的值。此外，使用了两面设置有金电极的石英晶体谐振器（电极面积0.196cm2，基本振动频率9MHz，AT切，方型，（株）セイコー·イージーアンドジー制造）。
作为实施例1、4中的检测对象的微生物，使用了绿脓杆菌（Pseudomonasaeruginosa，zeta电位：－33.87mV），实施例2中为不动杆菌（Acinetobactorcalcoaceticus，zeta电位：－28.14mV），实施例3中为大肠杆菌（Escherichiacoli），实施例5中使用了绿脓杆菌（Pseudomonasaeruginosa）、大肠杆菌（Escherichiacoli）、不动杆菌（Acinetobactorcalcoaceticus）、粘质沙雷氏菌（Serratiamarcescens）。图4、图5分别表示了绿脓杆菌、不动杆菌的电子显微镜照片。从图4、图5所示的显微镜照片可知，绿脓杆菌的形状为草袋形，不动杆菌的形状则比绿脓杆菌的形状更接近球状。
[实施例1]
<传感器的制作>
（金电极的粗面化工序）
为了提高与过氧化聚吡咯层的贴紧性，对金电极的表面按照以下的步骤进行了石英晶体谐振器层叠体的金电极表面的粗面化处理。
1.利用等离子体蚀刻装置（SEDE/meiwafosis），对金电极表面进行了30秒钟蚀刻。
2.将石英晶体谐振器设置在图3所示的QCM传感器33的室27的底部。随后，将500μL含有30nm的柠檬酸保护金纳米颗粒（0.0574wt%）的溶液添加到室27中，并在室温下放置24小时。
3.将金电极用纯水清洗后，将9mL的十六烷基三甲基溴化铵溶液（0.1M）、250μL的四氯金酸（塩化金（III）酸四塩化物）（0.01M）、50μL的NaOH（0.1M）、以及50μL的抗坏血酸（0.1M）混合成的溶液（生长液）500μL添加到室27中，并在室温下静置24小时。
4.除去室27内的溶液，用超纯水清洗了金电极。
（具备微生物的模板的过氧化聚吡咯层的制作）
按照以下的步骤在金电极上制作了过氧化聚吡咯层。
1.制备含有绿脓杆菌、磷酸缓冲液（0.2M，pH2.56）的0.1M的吡咯水溶液作为修饰溶液。
2.向配置有按照所述的记载实施了粗面化处理的金电极的QCM传感器33的室27内添加修饰溶液，在修饰溶液内插入第一对电极和参比电极。
3.在修饰溶液中通过定电位电解（＋0.975V，90秒钟）使聚吡咯在金电极上析出，制作了聚吡咯层（聚合工序）。在聚合工序中，还进行了石英晶体谐振器的共振频率的监测。
4.在制作成的聚吡咯层上滴下溶菌酶（10mg/mL），振荡了120分钟，然后添加非离子性表面活性剂（商品名：triton）的10%溶液，振荡了80分钟（溶菌工序）。
5.用超纯水对聚吡咯层进行数次清洗后，向室27内添加0.1M的NaOH溶液，施加120秒钟的定电位＋975mV实施过氧化处理，从而得到了过氧化聚吡咯层（过氧化工序）。在过氧化工序中，也进行了石英晶体谐振器的共振频率的监测。
（结果）
图6表示了聚合工序后的聚吡咯层表面的电子显微镜照片。可观察到绿脓杆菌被捕获在聚吡咯层的表面的样子。图7是表示聚合工序中时间与电流的关系、以及时间与石英晶体谐振器的共振频率的关系的图。将定电位电解开始时点的时间设为0秒。此外，图8是根据图7所示的共振频率的变化量计算出的石英晶体谐振器的质量变化量亦即时间与质量变化的关系的图。根据这些图判明了，石英晶体谐振器表面的质量与电解时间成比例地增加，在90秒钟内发生了充分的质量变化，即在90秒钟内达成了充分的聚吡咯层的聚合。
图9表示了溶菌工序和过氧化工序后的过氧化聚吡咯层表面的电子显微镜照片。过氧化聚吡咯层的表面观察不到绿脓杆菌，因此判明了绿脓杆菌已从过氧化聚吡咯层的表面放出。图10表示了在所述实施例1的基础上，改变溶菌工序中滴下溶菌酶后的振荡时间以及添加非离子性表面活性剂后的振荡时间的条件，制作出的过氧化聚吡咯层表面的电子显微镜照片。图10的（a）表示了滴下溶菌酶后的振荡时间为30分钟且添加非离子性表面活性剂后的振荡时间为20分钟情况下的电子显微镜照片，图10的（b）表示了滴下溶菌酶后的振荡时间为60分钟且添加非离子性表面活性剂后的振荡时间为40分钟情况下的电子显微镜照片，图10的（c）表示了滴下溶菌酶后的振荡时间为90分钟且添加非离子性表面活性剂后的振荡时间为60分钟情况下的电子显微镜照片。从图10的（a）～图10的（c）判明了，在所述条件下绿脓杆菌的放出不够充分，因此实施例1的溶菌工序的条件为优选的条件。
图11是表示过氧化工序中的时间与电流的关系、以及时间与石英晶体谐振器的共振频率的关系的图。将过氧化工序中定电位施加时点的时间设为0秒。判明了，电流值随时间的增加而降低，过氧化处理正在进行。此外，判明了，共振频率增加，电极表面的质量降低。这种现象可以理解为是绿脓杆菌被放出造成的。
<微生物的检测>
（检测试验）
使用如上所述地制作成的、室的底部具备表面形成有具有绿脓杆菌模板的过氧化聚吡咯层的石英晶体谐振器的QCM传感器进行了微生物的检测。向室内添加了含有微生物的试样溶液。然后，向金电极与第一对电极间施加交流电压，通过介电泳使微生物向过氧化聚吡咯层的表面浓缩。通过波形产生装置（7075，日置电机（株）制造），产生了交流电压（波形：正弦波；电压：2Vpp；频率：10MHz）。进而用放大器（HAS4101，（株）エヌエフ回路設計ブロック制造）将电压放大10倍，作为20Vpp进行了施加。此外，监测了施加电压时的石英晶体谐振器的共振频率。
（结果）
图12是表示交流电压施加时间与石英晶体谐振器的共振频率的关系的图。根据图12所示的结果判明了，在添加含有绿脓杆菌的试样溶液的检测试验中，共振频率大幅降低。共振频率的降低意味着石英晶体谐振器表面的质量的增加，认为由于介电泳动力作用于绿脓杆菌而使绿脓杆菌被捕获到过氧化聚吡咯层的模板中，所以石英晶体谐振器表面的质量增加了。另一方面，对于形状不同的不动杆菌，与空白相同，都几乎没有显现出变化。因此，与模板的形状不同的不动杆菌不会像绿脓杆菌那样容易地被捕获到过氧化聚吡咯层中，传感器可以高精度地识别细菌的种类。
[实施例2]
<传感器的制作>
除了取代实施例1的绿脓杆菌使用了不动杆菌这一点以外，与实施例1同样地进行了金电极的粗面化工序，进而进行了所述的聚合工序、溶菌工序、过氧化工序。
（结果）
图13表示聚合工序后的聚吡咯层表面的电子显微镜照片。观察到聚吡咯层的表面捕获有不动杆菌的样子。图14是表示聚合工序中的时间与电流的关系、以及时间与石英晶体谐振器的共振频率的关系的图。将定电位电解开始时点的时间设为0秒。根据所述图判明了，石英晶体谐振器表面的质量与电解时间成比例地增加。
图15表示了溶菌工序和过氧化工序后的过氧化聚吡咯层表面的电子显微镜照片。在过氧化聚吡咯层的表面未观察到不动杆菌，因此判明了不动杆菌已从过氧化聚吡咯层的表面放出。
图16是表示过氧化工序中的时间与电流的关系、以及时间与石英晶体谐振器的共振频率的关系的图。将过氧化工序中的定电位施加时点的时间设为0秒。判明了电流值随时间的增加而降低，过氧化处理正在进行。此外，判明了共振频率增加、电极表面的质量降低。这种情况可以理解为是不动杆菌被放出而造成的。
<微生物的检测>
（检测试验）
使用如上所述地制作成的、室的底部具备表面形成有具有不动杆菌模板的过氧化聚吡咯层的石英晶体谐振器的QCM传感器进行了微生物的检测。试验条件与实施例1的相同。
（结果）
图17是表示交流电压施加时间与石英晶体谐振器的共振频率的关系的图。根据图17所示的结果判明了，在添加了含有不动杆菌的试样溶液的检测试验中，共振频率大幅降低。共振频率的降低意味着石英晶体谐振器表面的质量的增加，认为由于介电泳动力作用于不动杆菌使不动杆菌被捕获到过氧化聚吡咯层的模板中，所以石英晶体谐振器表面的质量增加。另一方面，对于形状不同的绿脓杆菌，与空白相同，都几乎没有显现出变化。因此，认为与模板的形状不同的绿脓杆菌不会像不动杆菌那样容易地被捕获到过氧化聚吡咯层中，能够判断传感器能高精度地识别细菌的种类。
[实施例3]
<传感器的制作>
除了取代实施例1的绿脓杆菌使用大肠杆菌以外，与实施例1同样地进行了金电极的粗面化工序，进而进行了所述的聚合工序、溶菌工序、过氧化工序。
<微生物的检测>
（检测试验）
使用如上所述地制作成的、室的底部具备表面形成有具有大肠杆菌模板的过氧化聚吡咯层的石英晶体谐振器的QCM传感器进行了微生物的检测。作为测定样本，分别使用了绿脓杆菌、大肠杆菌、不动杆菌的溶液。
（结果）
图18是表示交流电压施加时间与石英晶体谐振器的共振频率的关系的图。根据图18所示的结果判明了，在添加了含有大肠杆菌的试样溶液的检测试验中，共振频率大幅降低。共振频率的降低意味着石英晶体谐振器表面的质量的增加，认为由于介电泳动力作用于大肠杆菌而使大肠杆菌被捕获过氧化聚吡咯层的模板中，所以石英晶体谐振器表面的质量增加了。另一方面，对于形状不同的绿脓杆菌和不动杆菌，与空白相同，都几乎没有显现出变化。因此，认为与模板的形状不同的绿脓杆菌和不动杆菌不会像大肠杆菌那样容易地被过氧化聚吡咯层捕获，能够判断传感器能高精度地识别细菌的种类。
[实施例4]
<传感器的制作>
使用绿脓杆菌，与实施例1同样地进行了金电极的粗面化工序，并进一步进行了所述的聚合工序、溶菌工序、过氧化工序。
<微生物的检测>
（检测试验）
使用如上所述地制作成的、室的底部具备表面形成有具有绿脓杆菌模板的过氧化聚吡咯层的石英晶体谐振器的QCM传感器进行了微生物的检测。作为测定样本，采用了将绿脓杆菌、大肠杆菌、不动杆菌、粘质沙雷氏菌的各溶液混合得到的溶液（a）、以及将大肠杆菌、不动杆菌、粘质沙雷氏菌的各溶液混合得到的溶液（b）这两种溶液。
（结果）
图19是表示交流电压施加时间与石英晶体谐振器的共振频率的关系的图。根据图19所示的结果判明了，在添加了含有绿脓杆菌的试样溶液的检测试验中，共振频率大幅降低。共振频率的降低意味着石英晶体谐振器表面的质量的增加，认为由于介电泳动力作用于绿脓杆菌而使绿脓杆菌被捕获到过氧化聚吡咯层的模板中，所以石英晶体谐振器表面的质量增加。另一方面，对于形状不同的大肠杆菌、不动杆菌和粘质沙雷氏菌、以及空白（c）都几乎没有显现出变化。因此，认为与模板的形状不同的大肠杆菌、不动杆菌和粘质沙雷氏菌不会像绿脓杆菌那样容易地被过氧化聚吡咯层捕获，能够判断传感器能高精度地识别细菌的种类。
[实施例5]
<传感器的制作>
使用包含绿脓杆菌、大肠杆菌、不动杆菌以及粘质沙雷氏菌全部的修饰溶液，与实施例1同样地进行了金电极的粗面化工序，并进一步进行了所述的聚合工序、溶菌工序、过氧化工序。
<微生物的检测>
（检测试验）
使用如上所述地制作成的、室的底部具备表面形成有具有包含四种微生物的模板的过氧化聚吡咯层的石英晶体谐振器的QCM传感器进行了微生物的检测。作为测定样本，使用了分别含有绿脓杆菌、大肠杆菌、不动杆菌、以及粘质沙雷氏菌的四种溶液。
（结果）
图20～图23是表示交流电压施加时间与石英晶体谐振器的共振频率的关系的图。图20～图23表示添加了分别含有绿脓杆菌、大肠杆菌、不动杆菌、粘质沙雷氏菌的试样溶液的检测试验中的结果，判明了不论添加哪种试样溶液时，共振频率都大幅降低。因此，能够判断利用具有多种微生物的模板的传感器能检测多种微生物。
附图标记说明
11检测用电极，12溶液，13微生物，14聚合物层，15模板，16对电极（第一对电极），17检测部，21控制器，22振荡电路，23对电极（第二对电极），24石英晶体片，27室，29交流电源，30参比电极，31试样溶液，32石英晶体谐振器，33QCM传感器。
Claims (14)
1.一种传感器，所述传感器包括检测部，所述检测部包括检测用电极以及聚合物层，所述聚合物层配置在所述检测用电极上，具备与检测对象的微生物的立体构造互补的三维构造的模板，
所述传感器根据所述微生物被捕捉到所述模板的捕捉状态来检测所述微生物，所述传感器的特征在于，
所述聚合物层是通过包括下述工序的制造方法形成的：
聚合工序，在作为检测对象的所述微生物存在下对单体进行电解聚合，由此在所述检测用电极上形成捕获有所述微生物的状态的所述聚合物层；
破坏工序，将被所述聚合物层捕获到的所述微生物局部破坏；以及
过氧化工序，对所述聚合物层进行过氧化处理，从而将所述微生物从所述聚合物层放出。
2.根据权利要求1所述的传感器，其特征在于，
所述传感器还包括对电极，
在使所述检测部以及所述对电极与试样溶液接触的状态下，在所述检测部的所述检测用电极与所述对电极之间施加交流电压，通过介电泳将所述试样溶液中的所述微生物向所述检测部的方向引导。
3.根据权利要求1或2所述的传感器，其特征在于，
石英晶体谐振器将所述检测部的所述检测用电极作为一方的电极，
根据所述石英晶体谐振器的共振频率的变化，测定所述聚合物层的质量的变化，来检测所述微生物的捕捉状态。
4.根据权利要求1或2所述的传感器，其特征在于，所述单体从由吡咯、苯胺、噻吩及它们的衍生物构成的组中选择。
5.根据权利要求4所述的传感器，其特征在于，所述单体由吡咯或其衍生物组成。
6.根据权利要求1或2所述的传感器，其特征在于，所述检测用电极的所述聚合物层的形成面为粗面。
7.根据权利要求1或2所述的传感器，其特征在于，所述微生物整体或表面的电荷为负电荷过剩的状态。
8.根据权利要求1或2所述的传感器，其特征在于，所述微生物为细菌，在所述破坏工序中进行溶菌处理。
9.根据权利要求8所述的传感器，其特征在于，所述细菌为绿脓杆菌、不动杆菌或大肠杆菌。
10.一种传感器的制造方法，所述传感器包括检测部，所述检测部包括检测用电极以及聚合物层，所述聚合物层配置在所述检测用电极上，具备与微生物的立体构造互补的三维构造的模板，所述传感器检测所述微生物，所述制造方法的特征在于，
所述制造方法包括：
聚合工序，在作为检测对象的所述微生物存在下对单体进行电解聚合，由此在所述检测用电极上形成捕获有所述微生物的状态的所述聚合物层；
破坏工序，将被所述聚合物层捕获到的所述微生物局部破坏；以及
过氧化工序，对所述聚合物层进行过氧化处理，从而将所述微生物从所述聚合物层放出。
11.根据权利要求10所述的制造方法，其特征在于，
所述传感器还包括对电极，
所述聚合工序，在处于与所述单体的溶液接触状态下的所述检测用电极与所述对电极之间施加电压，对所述单体进行电解聚合。
12.根据权利要求10或11所述的制造方法，其特征在于，所述过氧化工序，在处于与从中性到碱性范围内的溶液接触的状态下的所述检测用电极与所述对电极之间施加电压，对所述聚合物层进行过氧化处理。
13.根据权利要求10或11所述的制造方法，其特征在于，所述制造方法还包括粗面化工序，
所述粗面化工序，对所述检测用电极的所述聚合物层的形成面进行粗面化处理。
14.一种聚合物层，所述聚合物层具备与微生物的立体构造互补的三维构造的模板，所述聚合物层的特征在于，
所述聚合物层是通过包括下述工序的制造方法制造而成的：
聚合工序，在所述微生物存在下对单体进行电解聚合，形成所述聚合物层；
破坏工序，将被所述聚合物层捕获到的所述微生物局部破坏；以及
过氧化工序，将所述微生物从所述聚合物层放出。
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