(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
複数個の微細電極を備え、前記微細電極（Ｍ1ないしＭn）の各々が、生体細胞（Ｚｅ）の組織との電気的接触状態に移行可能なそれぞれ１個の接触電極（Ｋ1ないしＫn）と、測定装置その他の装置と電気的に接続可能な接続電極（Ａ，Ａ1ないしＡn）とを備えることにより、良好な局所分解能をもって細胞電位を検出し、あるいは生体細胞の組織を電気的に刺激するための微細電極装置であって、前記微細電極（Ｍ1ないしＭn）の各々が、それぞれ１個の抵抗変化型感光素子（Ｐ）を備え、この感光素子（Ｐ）が、前記接触電極（Ｋ1ないしＫn）と接続電極（Ａ，Ａ1ないしＡn）との間に配設されたことを特徴とする微細電極装置。
【請求項２】
接触電極（Ｋ1ないしＫn）および／または感光素子（Ｐ）および／または接続電極（Ａ，Ａ1ないしＡn）が、薄膜素子であることを特徴とする請求の範囲第１項記載の微細電極装置。
【請求項３】
接続電極（Ａ，Ａ1ないしＡn）が、すべての微細電極（Ｍ1ないしＭn）に対して、あるいは１群の微細電極（Ｍ1ないしＭn）に対して形成されたことを特徴とする請求の範囲第１項または第２項記載の微細電極装置。
【請求項４】
感光素子（Ｐ）が、微細電極（Ｍ1ないしＭn）の全区域にわたり、または複数個の区域の各々において、それぞれ連続した単一層として形成されたことを特徴とする請求の範囲第１項ないし第３項のいずれか１項記載の微細電極装置。
【請求項５】
微細電極（Ｍ1ないしＭn）を制御するための光ファイバー機構を備えることを特徴とする請求の範囲第１項ないし第４項のいずれか１項記載の微細電極装置。
【請求項６】
光ファイバー機構が、各々の微細電極（Ｍ1ないしＭn）に対して各１個ずつの光ファイバーを備えることを特徴とする請求の範囲第５項記載の微細電極装置。
【請求項７】
光ファイバーが微細電極（Ｍ1ないしＭn）用の基板を形成することを特徴とする請求の範囲第６項または第７項記載の微細電極装置。
【請求項８】
光ファイバー機構が、光ファイバーの各々に対して１個ずつの光源を備えることを特徴とする請求の範囲第６項または第７項記載の微細電極装置。
【請求項９】
１個の収斂光線が、１個または複数個の微細電極（Ｍ1ないしＭn）の１個の感光素子（Ｐ）に局所的に限定されて指向されていることを特徴とする請求の範囲第１項ないし第８項のいずれか１項記載の微細電極装置。
【請求項１０】
前記感光素子の制御が、基板としての発光ダイオードマトリクスによって、あるいは投射光映像によって実行されることを特徴とする請求の範囲第１項記載の微細電極装置。
【発明の詳細な説明】
この発明は、すぐれた局所分解能、とくに細胞外分解能をもって細胞電位を検出し、あるいは生体細胞の組織を電気的に刺激するための微細電極装置に関する。
生体細胞、または生体細胞から生成された組織、すなわち例えば細胞培養体、「生体外」の組織断片あるいは「生体内」の生体組織などは、電気生理学の分野において、通常は、ガラス微細電極または金属微細電極を経由して、電解質充填部に接触させる方法が採用される。これらの電極は、いわゆるマイクロマニピュレータを使用することにより、１個の細胞内へ差し込まれ（細胞内挿入法）、細胞膜と緊密な接触状態にさせるか、または細胞膜に接近するように位置させ（細胞外方法）、かくして前記各電極を電解質溶液によって電気的に導通させて組織の生体細胞と連結させる。このような接触法での欠点は、１個だけ、または非常に手間をかけた場合でも、ごく少数の細胞を同時に微細電極群に接触させるに止まり、それ故に組織の性質を解明することは殆ど全く不可能であると言っても過言ではない。
前記の理由から、ごく最近において、基板上に周知のマイクロエレクトロニクス的な手法によって形成されて微細構造化された電極群を使用することにより、多数の生体細胞から採取された組織を多数の部位に同時に接触させる方法が研究され、これによって細胞電位を細胞外的に誘導し、あるいは細胞を電気的に刺激することができるという利点がある。この場合、局所的分解能を高めるためには、微細電極を可及的高い密度で配設する必要がある。さらに、満足すべき時間的な分解能を達成するためには、各細胞の電位をできる限り同時に、すなわち平行に導出できるようにし、かつ生体の組織を刺激するための電位を一斉に同じ時点において各細胞に印加できるようにすることが必要である。
勿論この場合における問題点は、個々の微細電極から、測定用ならびに刺激用電子機器に到達するまでのすべての電気配線を、完全に分離して導出せねばならないことにある。かくのごとき多数の相互に絶縁された平行導線の存在により、局所的分解能が制限されるという欠点が避けられない。この種の微細電極装置は、米国特許第4,461,304号明細書に開示されている。その基板は、針状に形成され、その基板上に接触電極群が針の先端に、相互の間隔から始まって、１つの線状に載置されている。前記接触電極は、導体条を経由して、接続電極に接続され、この接続電極によって測定装置に接続される。これらの導体条は、針状基板の長尺方向に相互に平行に配列される。これらの導体条を相互に絶縁させるために、一定の間隔を保つ必要があるので、接触電極の単一列配列によって、前記接触電極の個数はいくらか限定される。
或いはまた、個々の微細電極ごとに基板上に集積電子スイッチを形成させると共に、微細電極を多重駆動方式で個々にまたはグループにまとめた形態で、時間的に前後させて測定用または刺激用電子装置に接続させる（制御する）方法も可能である。この場合、集積回路技術（VLSI手法）がきわめて高価となり、これに伴って微細電極装置も極度に高価となる。加えるに、電子的スイッチが基板上に形成されたことにより、局所分解能も制約される。さらに微細電極は同時点にできないばかりか、単に個々またはグループ的に制御されるのみに止まり、検出あるいは刺激の時間的分解能も思わしくない。さらに他の欠点は妨害電圧であって、スイッチが閉じる際に、電子スイッチから微細電極ならびに付随する接続導体に伝送される恐れがあり、測定信号に重畳される。この妨害電圧によって測定結果が不良となり、信号対雑音比が低下する。この妨害電圧は、測定信号の複数倍にも増大し、接続後ではその減衰が期待できず、電位測定も細胞刺激も不可能になる恐れがある。これに応じて微細電極装置の時間的分解能もさらに低下する。
それゆえ、従来周知の微細電極装置においては、その微細電極の個数に制限がある。
前記の欠点に鑑み、この発明の課題は、当初に説明した種類の微細電極装置を構成し、電極の最小の寸法と相互間隔により、優れた局所分解能と時間的分解能とを可能ならしめることにある。
前記課題は、別紙請求の範囲第１項から第９項までの特徴によって解決される。この発明の微細電極装置の微細電極の各々は、生体細胞の組織との電気的接触状態に移行可能なそれぞれ１個の接触電極と、測定装置その他の装置と電気的に接続可能な接続電極と、前記接触電極と接続電極との間に配設された感光素子とを備える。
前記接触電極は、電解質溶液により、生体組織の細胞との電気伝導的接触を達成する。好ましくは、これは微細電極装置を生体細胞の組織の方に位置させ、これにより、微細電極を細胞膜の直接近傍に位置させること、すなわち細胞外手法によって達成される。この場合には、細胞と微細電極との間に電気的インピーダンスが形成される。
感光素子、すなわち暗状態ではきわめて抵抗値が高くて、受光状態では減少するような（あるいはその反対）素子が、接触電極と接続電極との間に配設されて、スイッチの作用を果たし、接触電極を接続電極から電気的に分離させ、あるいは接続電極とオーミック接続させる。このスイッチを操作して前記感光素子に光を照射すると、各微細電極はそれ自体が光で制御され、この発明による微細電極は光で操作されるわけである。
この発明の利点は、電極をきわめて小寸法にし、かつきわめて密に並列して配設することができるので、局所分解能をきわめて高くすることができる。さらに、個々電極または電極群として同時に、すなわち並列方式で制御することができという利点があり、これによって時間的分解能の改善も可能となる。さらに他の利点は、光で制御することにより妨害電圧が発生しないことである。これが発生すると測定信号に重畳され、測定の前、または刺激を与えるまでは減衰しない恐れがあるという欠点が除去される。
前記接触電極、感光素子および接続電極は、これらを一層、または３段層に重畳しても、あるいは単一個の基板上に単一平面内に隣り合わせて形成することも可能である。この際、３平面構造は、微細電極を最も高密度構成として、最良の局所分解能を可能ならしめる。
種々異なる微細電極中の接触電極と接続電極との分離を良くするために、光が投射されない場合、すなわち暗い場合には、電気的に絶縁状態となるような感光素子を使用することができる。この場合、感光素子は、微細電極の全域に対して、または電極群の各１群に対して共通な単一層の薄膜層として形成され、その薄膜層に、制御されるべき微細電極に限定された部分に局部的に光が照射される。この場合、光で制御するためには、接触電極と、接続電極、およびこれらの微細電極が形成される基板とのすべてが透明であることを要する。
感光素子が、接触電極の近傍、あるいは接続電極の近傍に位置するならば、これら接触電極および接続電極を不透明に、同一の材質で形成することができ、かつこれらを作成過程において基板上に形成させることができる。
接続電極は、すべてまたは微細電極の電極群として、１個の共通の接続電極と一体化することができる。これによって接続導体の必要な個数を低減することができるが、微細電極はもはや並列に制御されるのではなくて、単に直列に電極群として並列に制御されるに止まる。
微細電極を制御するには、発明の一形態においては、好ましくは、微細電極装置が微細電極を包含するに足る程のきわめて多数の光透過繊維より成る１個の光ファイバー機構を備えるようにして、個々の各微細電極まで１個の光ファイバーが導かれるようにする。この場合、光ファイバーの光が出ていく前端部が、前記微細電極用の基板としての役目をする。
発明の異なる形態においては、光ファイバー機構が、光ファイバーの各々に対する光源を備える。好ましくは、この光源はマトリクス状に統合された発光ダイオードである。
発明の微細電極装置は、パルスを検出し、また植物体内の神経細胞に電気的刺激を付与し、あるいは生物を移植するするために使用することができる。例えば発明の電極装置は網膜の移植等に使用される。
特定の微細電極を制御するには、レーザー光等の収斂光が使用される。光の点、光学梁または類似の機構によるパターンを、電極装置に照射することにより、特定の微細電極を同時に制御する。
以下この発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明する。
第１図は、この発明の直列制御（第１ａ図）および並列制御（第１ｂ図）の各方式に形成された微細電極を備える微細電極装置の断面図；
第２図は、この発明の微細電極装置の構造図（２ａ図は直列制御、２ｂ図は並列制御）；
第３図は、微細電極が分割並列接続で、かつ列並列制御であるところの微細電極装置；
第４図は、第３図のIV−IV線に沿った断面図である。
第１ａ図および第１ｂ図に示す微細電極装置10は、基板Ｓ上に形成される。基板１０は、好ましくはガラス、合成樹脂等の透明な材質より成る。また、例えばセラミック、またはマイクロエレクトロニクスにおいて周知の、酸化物絶縁層を有する珪素（シリコン）等の、不透明材質より成るものであってもよい。
微細電極（Ｍ1ないしＭn）は、接続電極（Ａ1ないしＡn）と感光素子Ｐおよび接触電極（Ｋ1ないしＫn）とから成り、この順序に従って３層の薄膜素子として基板Ｓ上に形成される。微細電極（Ｍ1ないしＭn）を直列制御する場合は、微細電極（Ｍ1ないしＭn）の全部に対してただ１個だけ単一に配設された貫通接続電極（Ａ）を前記基板Ｓ上に共通に形成することができる（第１図参照）。並列制御の場合は、各微細電極（Ｍ1ないしＭn）は、絶縁層Ｉによって相互に分離された接続電極（Ａ1ないしＡn）を備えることができる。前記絶縁層Ｉは、基板Ｓ上において前記接続電極（Ａ1ないしＡn）と共通の単一平面内に形成される。
前記感光素子は、微細電極（Ｍ1ないしＭn）のすべてに対して共通に、連続した単一層として接続電極（Ａ，Ａ1ないしＡn）上に、可能ならば絶縁層Ｉ上に形成される。感光素子を形成する感光性皮膜Ｐ上には、接触電極（Ｋ1ないしＫn）が、並列制御の場合は、接続電極（Ａ1ないしＡn）の面上に被覆して形成される。前記接触電極（Ｋ1ないしＫn）もまた絶縁層Ｉに対して隔離され、この絶縁層Ｉは、接触電極（Ｋ1ないしＫn）と同一平面において感光性皮膜Ｐ上に形成される。接触電極（Ｋ1ないしＫn）は、それの絶縁層Ｉをわずかに超えて突出する。
薄膜素子として形成された接触電極（Ｋ1ないしＫn）、感光素子Ｐおよび接続電極（Ａ，Ａ1ないしＡn）は、真空蒸着、スパッタリングあるいはPECVD（プラズマ促進化学蒸着法）によって基板Ｓ上に形成され、写真平版法によって微細構造化される。
接続電極（Ａ1ないしＡn）は、電気的良導体、好ましくは光透過性の物質、例えば酸化インジウム錫（ＩＴＯ）あるいは酸化亜鉛（ＺｎＯ）より成る。
一層の単一形成薄膜層Ｐとして形成された感光素子は、薄膜光抵抗体、ＰＮ接合またはＰＩＮ接合を有する発光ダイオードとして、あるいは、薄膜技術により例えば非晶質シリコン（Ｓｉ）、硫化カドミウム（ＣｄＳ）あるいはセレン化カドミウム（ＣｄＳｅ）等の材料より製作されたホトトランジスタとして形成することができる。
接触電極（Ｋ1ないしＫn）は、好ましくは、例えば金（Ａｕ）、白金（Ｐｔ）、チタン（Ｔｉ）、イリジウム（Ｉｒ）等の生物無害性の導電材料より成り、例えば酸化珪素、窒化珪素、あるいはポリイミド等より成る生物無害性隔離層によって相互に絶縁される。接触電極もまた、接続電極（Ａ，Ａ1ないしＡn）に使用される様な光透過性物質から製作することができる。同様に接続電極（Ａ，Ａ1ないしＡn）も接触電極（Ｋ1ないしＫn）と同様の物質により透明に製作することができる。
第１ａ図の実施例においては、測定或いは細胞刺激用電子回路などに接続するための、すべての微細電極（Ｍ1ないしＭn）に対して共通の導体路が、共通の単一薄膜層の接続電極Ａにおいて、好ましくは、その周辺区域において形成される（図示せず）。第１ｂ図の実施例は、相互に絶縁された接続電極（Ａ，Ａ1ないしＡn）を備えるもので、それらの各々が固有の接続導体部を有する（図示せず）。
第２ａおよび２ｂ図は、この発明による微細電極装置１０につき、細胞電位を検出し、または生体細胞Ｚｅの組織を刺激する場合の使用形態を示す。生体細胞は生理的電解質Ｅ内の培養器Ｇｅ内に置かれる。培養器Ｇｅの底面には、Ｍ1からＭnまでの微細電極が配設された基板Ｓが位置する。第２ａおよび２ｂ図には個々の電極は図示されていないが、Ｋ1からＫnまでの接触電極は、生体細胞の細胞膜に接近して位置するので、電解質を介して細胞Ｚｅの各々と導電結合され、細胞Ｚｅと接触電極（Ｋ1からＫnまで）との間の電気抵抗（インピーダンス）が形成される。
生理的電解質E内には、金属より成る基準電極Reが設置されることにより、生体細胞の組織の所要の位置における電位を、微細電極によって測定すること、あるいは所要の位置にある生体細胞の組織に電気的刺激を与えることができる。
基板Ｓ上に形成された感光素子（Ｐ1ないしＰn）および接続電極（Ａ，Ａ1ないしＡn）は、第２ａおよび第２ｂ図中において接触導体（Ｚ，Ｚ1ないしＺn）を伴って電気回路図の形で図示してある。
第３図および第４図は、間隙平行接続の微細電極（Ｍ1ないしＭn）を備えた微細電極装置１０で、第４図の断面図は、前記第１ａ図および第１ｂ図に対応する。絶縁層Ｉによって相互に絶縁された接触電極（Ｋ1ないしＫn）の構造、およびその下層にある感光性皮膜Ｐは、前記第１ａ、１ｂ図に図示の構造より成る。第３図には、マトリクス構成の微細電極（Ｍ1ないしＭn）が図示されている。接続電極（Ａ1ないしＡn）は間隙方向に延長された平行導体として形成され、この導体パターンは基板Ｓの縁端において接触平面（Ｚ1ないしＺs）として幅広く拡大されている。この接触平面（Ｚ1ないしＺs）には、微細電極装置１０から電子制御装置へ接続するための、図示されていない接触導線が半田付け、または溶接され、あるいはその他の周知の方法で電気的に導通されている。前記微細電極（Ｍ1ないしＭn）は、第３，４図の実施例においては、各々が１個の間隙を有するグループまで包含される。前記間隙の代わりに、例えば微細電極（Ｍ1ないしＭn）の円形または類似の集団で収束することもできる。
前記接続電極（Ａ1ないしＡn）は、絶縁層Ｉにより相互に隔離される。接触電極（Ｋ1ないしＫn）、感光性皮膜Ｐ、接続電極（Ａ1ないしＡn）、絶縁層Ｉおよび基板の各材質としては、第１図で使用されると同様の材質が使用できる。
間隙平行形の微細電極（Ｍ1ないしＭn）の場合は、ただ１個の微細電極（Ｍ1ないしＭn）のみが、各間隙に応じて制御され、すなわち、その単一電極によって検出され、または刺激される。この制御は、列順序またはその他の方式で達成される。
第３図に関連して説明する、微細電極装置１０の制御は、光線を収斂または変形することによって、あるいは例えばレーザー光を使用して発生され、またはガラスファイバーによって微細電極（Ｍ1ないしＭn）に誘導される光学的画像を投影することによって、遂行される。これを制御するためには、制御せらるべき微細電極（Ｍ1ないしＭn）の１個ないし複数個の区域内に位置する感光性皮膜Ｐに光が照射される。この被照射区域は、各微細電極（Ｍ1ないしＭn）の感光素子を構成する。感光性皮膜Ｐの被照射区域が導電性に移行するので、制御される微細電極（Ｍ1ないしＭn）の接触電極（Ｋ1ないしＫn）は、所属する接続電極（Ａ1ないしＡn）と電気的に導通され、それぞれの微細電極（Ｍ1ないしＭn）の近傍にある１個の細胞の電位が検出、すなわち測定され、あるいは生体細胞（第２ａ，２ｂ図参照）を刺激することができる。
前記制御は、生体細胞の組織を通過して接触電極（Ｋ1ないしＫn）の側から照射することによって達成される。この場合、接触電極（Ｋ1ないしＫn）が透明であるか、または接続電極（Ａ1ないしＡn）から分離され、感光素子を形成する感光性皮膜Ｐの近傍に配設されることを要する。同様に、この制御は基板Ｓの側からの貫通光によって達成される。前記基板Ｓおよび接続電極（Ａ1ないしＡn）が透明であるか、または接触電極（Ｋ1ないしＫn）から分離されて、感光素子を形成する感光性皮膜Ｐに接近して配設されることを要する。ごの区域では、薄膜層Ｐが絶縁されている。この薄膜層Ｐは、微細電極（Ｍ1ないしＭn）の区域内において局所的に限定して光照射することにより、被照射区域に、これらの微細電極（Ｍ1ないしＭn）の感光素子を形成させる。
非結晶質シリコンを使用する場合は、５段階までのゼナー電位を含む相対的抵抗比が、明光状態と暗光状態との間において得られる。たて１０ミクロン、よこ１０ミクロンの面積と、０．１ミクロンの厚さを有する１個の微細電極（Ｍ1ないしＭn）においては、暗状態導電度シグマ＝１０−９（Ｏｈｍ×ｃｍ）−１において、暗抵抗は１０１０オームとなり、光照射状態では、明抵抗は１０５オームとなる。１個の接触電極（Ｋ１ないしＫｎ）は、前記１０ミクロン×１０ミクロンの場合、電解質Ｅを通過して生体細胞Ｚｅまでの電気抵抗も同じく約１０５オームとなり、これはヘルムホルツ二重層を通過して金属／電解質の境界面で求めた数値である。生体細胞Ｚｅから接続電極（Ａ1ないしＡn）までの全経過抵抗値は、感光性皮膜Ｐに光照射した場合、約２×１０５オームとなる。これに対して感光素子Ｐが暗状態の場合、全経過抵抗値は約１０１０オームとなる。つまり微細電極（Ｍ1ないしＭn）の明／暗切り替えに応じて、良好な接触／分離−比率によって制御することができる。
微細電極（Ｍ1ないしＭn）間の間隔は感光性皮膜Ｐの膜厚と比較して大きいので、その上に形成された感光素子相互間の絶縁を断念し、その代わりに説明及び図示した通り、単一皮膜層Ｐとして形成することができる。微細電極（Ｍ1ないしＭn）の制御は、第３図の実施例の場合、配列方向に、すなわち接続電極（Ａ1ないしＡn）に対して交差する方向に配設された光学梁Ｌによって達成され、この光学梁は、一列に配列された微細電極（Ｍ1ないしＭn）内にある感光素子を照射する。従って１列分の微細電極（Ｍ1ないしＭn）は同時に制御され、これらに接触した生体細胞Ｚｅの細胞電位は、接続電極（Ａ1ないしＡn）によって検出され、あるいはこれらの生体細胞Ｚｅが、電気的に刺激される。この光学梁Ｌは間隙方向に移動可能である（第３図の二重矢印で示す）。この制御は当然、多数の異なる列においても実行される。すなわち１個の光学梁で行われるのではなくて、微細電極（Ｍ1ないしＭn）の個々各々の方向に向いた多数の光点に対応して実行されるのであり、この際、すべての間隙から、微細電極（Ｍ1ないしＭn）の１個の電極だけが選択され、これが１個の時点に対応して制御されるのである。相互に並置された微細電極（Ｍ1ないしＭn）の信号が、光学梁Ｌから照射されて導電性となった、感光性皮膜Ｐの区域において隣り合って影響しあうようにするためには、微細電極（Ｍ1ないしＭn）相互間の間隔をあまり大きくしないことも可能ではあるが、この場合には、微細電極（Ｍ1ないしＭn）を制御するための貫通光学梁Ｌが使用できなくなる。このために、微細電極（Ｍ1ないしＭn）の間に絶えず暗区域を残存させるか、または感光性皮膜Ｐ内の接続電極（Ａ1ないしＡn）の間に、余分な絶縁皮膜を付加する必要が生じる（図示せず）。
微細電極面が１０×１０ミクロンで、電極間隔が２０ミクロンの場合には、例えば６０個の間隙と、各々６０個の微細電極すなわち合計３６００個の微細電極（Ｍ1ないしＭn）とが、１個の１．８×１．８ミクロン角の基板面上に形成されることになる。
前記微細電極装置においては、感光素子の制御が、可能ならば発光ダイオードマトリクスによっても、あるいは投射光画像によっても達成することができる。
【図１ａ】
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【図１ｂ】
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【図２ａ】
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【図２ｂ】
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【図３】
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【図４】
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