(57)【要約】【課題】細胞電気生理センサの測定精度を向上させることを目的とする。【解決手段】そしてこの目的を達成するため本発明は、保持プレート１１と、この保持プレート１１の上方に設けられた貯留槽１２と、保持プレート１１の下方に設けられた流路１３と、保持プレート１１の貫通孔１４に挿入された筒状のチップ保持部１５と、このチップ保持部１５の下端に挿入されたセンサチップ１６とを備え、このセンサチップ１６は、導通孔２０が形成された細胞保持板１７を有し、この細胞保持板の下面１７Ａは保持プレートの下面１１Ａより下方に位置するものとした。これにより本発明は流路１３側において、導通孔２０近傍に気泡が付着しても、液流によって気泡を押し流すことが出来、結果として細胞電気生理センサの測定精度を向上させることができる。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
保持プレートと、この保持プレートの上方に設けられた貯留槽と、前記保持プレートの下方に設けられた流路と、前記保持プレートの貫通孔に挿入された筒状のチップ保持部と、このチップ保持部の下端に挿入されたセンサチップとを備え、
このセンサチップは、導通孔が形成された細胞保持板を有し、
この細胞保持板の下面は、前記保持プレートの下面より下方に位置する細胞電気生理センサ用デバイス。
【請求項２】
前記チップ保持部は、その下端部分における外側面が湾曲し、丸みを帯びている請求項１に記載の細胞電気生理センサ用デバイス。
【請求項３】
前記チップ保持部は絶縁体からなる請求項１または２に記載の細胞電気生理センサ用デバイス。
【請求項４】
前記細胞保持板は、
シリコン層と、
このシリコン層上において、細胞捕捉面となる二酸化シリコン層とからなる請求項１から３のいずれか一つに記載の細胞電気生理センサ用デバイス。
【請求項５】
前記細胞保持板は、シリコン層と、このシリコン層上において、細胞捕捉面となる二酸化シリコン層とからなり、
この二酸化シリコン層の外側面と、
前記チップ保持部内壁とは接着されている請求項１から３のいずれか一つに記載の細胞電気生理センサ用デバイス。
【請求項６】
前記細胞保持板は、シリコン層と、このシリコン層上において、細胞捕捉面となる二酸化シリコン層とからなり、
この二酸化シリコン層の静電容量は、１０ｐＦ以下である請求項１から３のいずれか一つに記載の細胞電気生理センサ用デバイス。
【請求項７】
前記センサチップは斜めに傾き、
このセンサチップの前記細胞保持板の下面は、前記流路に注入される電解液の流れと対向する請求項１から６のいずれか一つに記載の細胞電気生理センサ用デバイス。
【請求項８】
請求項１から７のいずれか一つに記載の細胞電気生理センサ用デバイスと、
前記貯留槽および流路に注入される電解液とそれぞれ電気的に接続される電極とを備えた細胞電気生理センサ。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は細胞電気生理センサ用デバイスおよびそれを用いた細胞電気生理センサに関する。
【背景技術】
【０００２】
図９に示すように従来の細胞電気生理センサ用デバイスは、保持プレート１と、この保持プレート１の上方に設けられた貯留槽２と、保持プレート１の下方に設けられた流路３と、保持プレート１の貫通孔４に挿入されたセンサチップ５とを備え、このセンサチップ５は、貯留槽２と流路３とを繋ぐ導通孔６を有している。
【０００３】
そしてこの貯留槽２および流路３にそれぞれ電極７、８を配置すると、細胞電気生理センサとして用いることができる。
【０００４】
この細胞電気生理センサは、貯留槽２および流路３にそれぞれ電解液を満たし、貯留槽２側に細胞９を注入し、流路３側を吸引するなどして、導通孔６の開口部に細胞９を捕捉することができる。そして電極７、８間の電位差を計測することによって、細胞９が活動する際の細胞９の内外における電位変化、あるいは細胞９の活動によって発生する物理化学的変化を測定することができる。
【０００５】
なお、上記細胞電気生理センサと類似する例を開示するものとして下記の特許文献１が挙げられる。
【特許文献１】特開２００５−２６５７５８号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
従来の細胞電気生理センサ用デバイスでは、細胞電気生理センサの測定精度が低いという課題があった。
【０００７】
その理由は、流路３側において、導通孔６近傍に気泡１０が付着するからである。
【０００８】
そしてこの気泡１０によって、細胞９を吸引する際の圧力が伝わらず、あるいは導通孔６の上下で導通がとれなくなり、結果として細胞電気生理センサの測定精度が低下するのであった。
【０００９】
そこで本発明は、細胞電気生理センサの測定精度を向上させることを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
そしてこの目的を達成するため本発明は、保持プレートと、この保持プレートの上方に設けられた貯留槽と、保持プレートの下方に設けられた流路と、保持プレートの貫通孔に挿入された筒状のチップ保持部と、このチップ保持部の下端に挿入されたセンサチップとを備え、このセンサチップは、導通孔が形成された細胞保持板を有し、この細胞保持板の下面は保持プレートの下面より下方に位置するものとした。
【発明の効果】
【００１１】
これにより本発明は、細胞電気生理センサの測定精度を向上させることができる。
【００１２】
その理由は、流路側において導通孔近傍に気泡が付着しても、液流によって気泡を押し流すことが出来るからである。
【００１３】
すなわち本発明は、細胞保持板の下方において、流路の幅が狭くなり、流路内の導通孔付近に流れる流体の速度が大きくなる。したがって、液流によって気泡を押し流すことが出来、結果として、細胞電気生理センサの測定精度を向上させることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１４】
（実施の形態１）
図１の断面図に示すように本発明の一実施の形態における細胞電気生理センサ用デバイスは、保持プレート１１と、この保持プレート１１の上方に設けられた貯留槽１２と、保持プレート１１の下方に設けられた流路１３と、保持プレート１１の貫通孔１４に挿入された筒状のチップ保持部１５と、このチップ保持部１５の下端に挿入され、このチップ保持部１５の内壁１５ａに外側面を支持されたセンサチップ１６とを備えている。
【００１５】
そしてセンサチップ１６は、図２に示すように、円板状の細胞保持板１７（直径約７００μｍ）と、この細胞保持板１７上に配置された円筒状の枠体１８（外径約７００μｍ）とを有している。
【００１６】
また細胞保持板１７の下面１７Ａには直径約２０μｍの半球形状の凹部１９が形成され、この凹部１９の最深部から細胞保持板１７の上面１７Ｂに向けて直径１〜３μｍ、深さ５〜７μｍ程度の導通孔２０が形成されている。
【００１７】
ここでこのセンサチップ１６は二酸化シリコン層をシリコン層で挟んだ積層体、いわゆるＳＯＩ基板で形成されている。すなわち本実施の形態の細胞保持板１７は、底面を構成するシリコン層２１（厚み約１５μｍ）と、このシリコン層２１上面に形成され、細胞捕捉面となる二酸化シリコン層２２（厚み約２μｍ）とからなり、また枠体１８は二酸化シリコン層２２上に形成されたシリコン層２３（厚み約４００μｍ）で形成されている。
【００１８】
なお、前述のように、二酸化シリコン層２２の厚みを約２μｍとした理由は、センサチップ１６を介するリーク電流を低減することにある。すなわち本実施の形態では、二酸化シリコン層２２の厚みを２μｍと厚くすることによって、二酸化シリコン層２２の厚み方向における静電容量が１０ｐＦ以下となり、センサチップ１６を介するリーク電流を低減できる。なお二酸化シリコン層２２の厚みは、細胞保持板１７のシリコン層２１の表面積によって、所望の静電容量を得られるよう変えればよい。
【００１９】
また静電容量を小さくするため、二酸化シリコン層２２の膜厚を大きくする必要がある場合も、本実施の形態のようにＳＯＩ基板を用いると、容易に膜厚を１μｍ以上とすることができる。
【００２０】
また、直径１０μｍから２０μｍの細胞を捕捉するには、導通孔２０は直径が１μｍ〜５μｍ、深さが１μｍ〜１０μｍが好ましい。ここでシリコン層２１の厚みが大きい場合は本実施の形態のように、凹部１９を設けて調整すれば、導通孔２０のアスペクト比を小さくでき、加工が容易になる。
【００２１】
また本実施の形態では、図１に示すように、チップ保持部１５の下方先端とセンサチップ１６の細胞保持板１７の下面１７Ａとは段差なく一連となっており、チップ保持部１５の下端および細胞保持板の下面１７Ａは下方の流路１３側へと突出している。すなわち本実施の形態では、細胞保持板１７の下面１７Ａは、チップ保持部１５の下端部とともに保持プレート１１の下面１１Ａより下方の流路１３側に位置するものである。
【００２２】
またチップ保持部１５の材料としては、例えばホウケイ酸ガラス（コーニング；＃７０５２、＃７０５６）、アルミノケイ酸塩ガラスまたはホウケイ酸鉛ガラス（コーニング；＃８１６１）などの絶縁性かつ親水性の高いガラスが挙げられ、本実施の形態では、内径が７５０μｍ〜１４００μｍ、外径が１５００μｍ〜２０００μｍ、厚みが３００μｍのホウケイ酸ガラスからなるガラス管を用いた。
【００２３】
そして本実施の形態では、図２に示すチップ保持部１５の内壁１５ａとセンサチップ１６の外側面１６Ａとは熱溶着（ガラス溶着）されている。
【００２４】
さらに本実施の形態では、図２に示すように、細胞保持板１７の二酸化シリコン層２２の外側面２２Ａがチップ保持部１５の内壁１５ａと接着している。ここで二酸化シリコン層２２は絶縁体のため、センサチップ１６を介するリーク電流を低減できる。
【００２５】
そして本実施の形態におけるチップ保持部１５は、その下端部分における外側面１５Ａが湾曲し、先端が丸みを帯びた筒状である。
【００２６】
なお、本実施の形態では、図２に示すように、センサチップ１６の外側面１６Ａ全体をチップ保持部１５の内壁と接着することで、気密性および接着強度を向上させているが、接着領域はこの例に拘泥されず、図３に示すようにチップ保持部１５の内壁１５ａでセンサチップ１６の枠体１８をつまむような構成でもよい。すなわち、少なくとも貯留槽１２と流路１３との間の液漏れが防げればよい。
【００２７】
また図４に示すように、本実施の形態の細胞電気生理センサは、上記センサチップ１６が複数個整列したマルチプレート形であり、一列に並んだ複数のセンサチップ１６が一の流路１３を共有するように形成されている。なお、本実施の形態では、貯留槽１２は一のセンサチップ１６毎に配置した。
【００２８】
そしてこの細胞電気生理センサは、貯留槽１２および流路１３の内部にそれぞれ電極２４、２５を備えている。
【００２９】
なお、電極２４、２５は本実施の形態のように保持プレート１１表面に形成してもよいが、この形態に拘泥されず、貯留槽１２および流路１３にそれぞれ充填される電解液（後述の細胞内液、細胞外液など）と電気的に接続できればよい。
【００３０】
次に本実施の形態における細胞電気生理センサを用いて細胞の電気生理活動を測定する方法について述べる。
【００３１】
まず図１に示す上方の貯留槽１２内に細胞外液、下方の流路１３内に細胞内液を充填し、細胞外液、細胞内液にそれぞれ電極２４、２５を接触させる。
【００３２】
ここで細胞外液とはたとえば哺乳類筋細胞の場合、代表的にはＫ+イオンが１５５ｍＭ、Ｎａ+イオンが１２ｍＭ程度、Ｃｌ-イオンが４．２ｍＭ程度添加された電解液であり、細胞内液とはＫ+イオンが４ｍＭ程度、Ｎａ+イオンが１４５ｍＭ程度、Ｃｌ-イオンが１２３ｍＭ程度添加された電解液である。
【００３３】
この状態において電極２４、２５の間で１００ｋΩ〜１０ＭΩ程度の導通抵抗値を測定することができる。これは細胞外液あるいは細胞内液が導通孔２０に浸透し、２つの電極２４、２５が細胞外液と細胞内液とを介して導通するからである。
【００３４】
次に上方の貯留槽１２の上側から細胞２６を投入し、下方の流路１３側を減圧すると、細胞２６は導通孔２０に引き付けられ、導通孔２０開口部を塞ぎ、電気抵抗が十分に高い１ＧΩ以上の状態となる（ギガシール）。
【００３５】
そしてその後、細胞２６を導通孔２０開口部に捕捉した状態で、流路１３側にナイスタチンなどの抗生物質を投与する。するとこの抗生物質が流路１３内に拡散し、導通孔２０を伝って捕捉した細胞２６に到達し、導通孔２０開口部と接していた細胞膜に穴が開いた状態となる（ホールセル）。
【００３６】
次に貯留槽１２側に薬液を注入する、あるいはその他細胞２６に物理化学的刺激を印加する。そして電極２４、２５で微小な電位変化、あるいは電流の変化を測定することによって、物理化学的刺激による細胞内外の電位変化を検出できる。ここでこの測定時においては、貯留槽１２、流路１３間において、細胞２６を介さない電気的パスを極力減らすことが、測定精度の向上に寄与する。
【００３７】
以下に本実施の形態の細胞電気生理センサ用デバイスの製造方法を説明する。
【００３８】
はじめに、図５（ａ）に示すように、単結晶のシリコン層２１、２３との間に二酸化シリコン層２２を挟んだいわゆるＳＯＩ基板を準備する。ＳＯＩ基板は、ＳＩＭＯＸ(Ｓｅｐａｒａｔｉｏｎ ｂｙ ＩＭｐｌａｎｔａｔｉｏｎ ｏｆ ＯＸｙｇｅｎ)方式あるいは張り合わせなどによって、予め膜厚１．０μｍ以上の厚い二酸化シリコン層２２が形成されているものを用いた。
【００３９】
そしてシリコン層２１表面の導通孔２０に相当する部分をパターニングしたマスク２７で覆う。
【００４０】
次に、マスク２７上方からドライエッチングを行う。この時、エッチングガスとしては、例えばＳＦ6やＸｅＦ2、またはこれらの混合ガスなどが挙げられる。これらはシリコンのエッチングを深さ方向だけでなく、水平方向へのエッチングも促進する作用があるため、図５（ｂ）に示すように、シリコン層２１を半球形状の碗型にエッチングすることができ、凹部１９が形成される。
【００４１】
次に、図５（ｃ）に示すように、ＩＣＰプラズマを用いたドライエッチング方法によって、マスク２７上方からシリコンのエッチングを促進するガス（以下促進ガスという）と抑制するガス（以下抑制ガスという）を交互に導入してシリコン層２１に導通孔２０を形成する。この導通孔２０は、基材が単結晶シリコンの為、微細な形状であっても高精度に形成できる。
【００４２】
なお、上記抑制ガスとしては例えばＣ4Ｆ8、ＣＨＦ3を用いることが好ましい。これにより、促進ガス導入時にはシリコン層２１をエッチングし、抑制ガスの導入時にはエッチングした内壁に保護膜を形成することから、導通孔２０は凹部１９の最深部からシリコン層２１を垂直に形成される。
【００４３】
なお、シリコン層２１と二酸化シリコン層２２とはエッチングレートが異なることから、二酸化シリコン層２２はエッチングストップ層として機能し、所望深さの導通孔２０を高精度に形成することができる。
【００４４】
その後、マスクをつけたまま、二酸化シリコンを選択的にエッチングするＣＦ4とＡｒとの混合ガスなどを噴き付け、二酸化シリコン層２２を貫通する。
【００４５】
次に、図５（ｄ）に示すように、枠体（図１の１８）となるシリコン層２３表面をマスキングし、同様にＩＣＰプラズマを用いたドライエッチング方法によって、エッチングを促進するガス（促進ガス）と抑制するガス（抑制ガス）とを交互に導入してシリコン層２３をエッチングすると、図１の薄板と枠体１８とからなるセンサチップ１６を形成することができる。
【００４６】
その後、センサチップ１６を図１に示すチップ保持部１５であるガラス管の下端へ挿入し、チップ保持部１５の外周面をガスバーナーなどの炎で加熱し、チップ保持部１５のガラス成分を溶融させ、図２に示すように、チップ保持部１５の内壁１５ａとセンサチップ１６の外側面１６Ａとを溶着させる。
【００４７】
この時、二酸化シリコン層２２の外側面２２Ａにガラス成分が溶着するようにすると、気密性が向上し、前述のように、センサチップ１６を介するリーク電流をより低減できる。
【００４８】
ここで上記の溶着工程でガスバーナーを使用するのは、局部的にチップ保持部１５とセンサチップ１６とを高温にでき融着させることができるためである。なおこの時の加熱温度は２００℃〜１５００℃程度が好ましい。
【００４９】
そしてこのように高温でチップ保持部１５の下端部を加熱すると、チップ保持部１５の外側面１５Ａが溶融して湾曲し、丸みを帯びた形状となる。
【００５０】
そして次に図１に示すように、センサチップ１６が挿入されたチップ保持部１５を、保持プレート１１の貫通孔１４に挿入し、ＵＶ硬化性接着剤等によって接合する。
【００５１】
なお、チップ保持部１５はセンサチップ１６より大きいため、取り扱いも容易で、さらにチップ保持部１５は親水性のガラスからなるため、保持プレート１１との間に気泡が発生し難く、気密性に優れた接合となる。
【００５２】
本実施の形態における効果を以下に説明する。
【００５３】
本実施の形態の細胞電気生理センサ用デバイスは、細胞電気生理センサの測定精度を向上させることができる。
【００５４】
すなわち従来は、図９に示すように、流路３側において、導通孔６近傍に気泡１０が付着し、停滞するという課題があった。そしてこのように気泡１０が停滞していると、流路３側を減圧して細胞９を吸引する際、気泡１０が膨張し、導通孔６に圧力が伝わらず、細胞９を導通孔６へ引き寄せることができないことがあった。また導通孔６近傍に気泡１０が停滞すると、導通孔６の上下で導通がとれなくなり、結果として細胞電気生理センサの測定精度が低下するのであった。
【００５５】
これに対し本実施の形態では、図１に示すようにセンサチップ１６を下方の流路１３側へ突出させている。すなわち本実施の形態は、センサチップ１６の細胞保持板１７の下面１７Ａが流路１３の内側に位置するものである。
【００５６】
したがって細胞保持板１７の下方、すなわち導通孔２０の下方では流路１３の幅が狭くなる。よって、導通孔２０下方近傍では流体の速度が大きくなり、その液流によって、気泡を押し流すことができる。
【００５７】
また流路１３内では、流路１３の中央ほど流速が大きくなるため、センサチップ１６を流路１３側へと突出させることにより、流路１３側において、気泡を効率よく押し流すことができ、結果として細胞電気生理センサの測定精度を向上させることができる。
【００５８】
また本実施の形態では、チップ保持部１５の下端部分における外側面１５Ａが湾曲し、丸みを帯びている。したがって、流路１３断面積変化が緩やかになり、流路１３内における流体のエネルギー損失を抑制し、圧力エネルギーを無駄なく速度エネルギーに変換することができる。そしてその結果、液流によって気泡を移動させることができる。
【００５９】
また本実施の形態では、チップ保持部１５は絶縁性の高いガラスで形成されているため、このチップ保持部１５の内壁１５ａとセンサチップ１６の外側面（図２の１６Ａ）とを接着することにより、流路１３内で露出するセンサチップ１６の表面積を減らすことができる。したがって、流路１３と貯留槽１２間では、センサチップ１６の外側面１６Ａを介する電気的リークパスを低減し、細胞電気生理センサの測定精度を向上することができる。
【００６０】
また本実施の形態では、センサチップ１６をチップ保持部１５で支持しているため、チップ保持部１５を上下に移動させるだけで、センサチップ１６の位置を調整することができる。
【００６１】
また図２に示すように、本実施の形態の細胞保持板１７は、下面１７Ａ（底面）は半導体であるシリコン層２１で構成されるが、上面１７Ｂである細胞捕捉面は絶縁体である二酸化シリコン層２２で形成されている。さらに本実施の形態では、センサチップ１６はＳＯＩ基板を用いて形成しているため、この二酸化シリコン層２２は厚みが２μｍと厚く、静電容量は、１０ｐＦ以下である。したがって、この二酸化シリコン層２２を細胞捕捉面（上面１７Ｂ）とすることによって、図１に示す流路１３と貯留槽１２間では、センサチップ１６を介して流れるリーク電流を低減することができる。
【００６２】
またこのリーク電流は、図２に示すように、細胞保持板１７の二酸化シリコン層２２の外側面２２Ａと絶縁体であるチップ保持部１５とを接着することによって、センサチップ１６側面におけるリーク電流も低減することができ、細胞電気生理センサの測定精度を向上することができる。
【００６３】
また本実施の形態では、チップ保持部１５の内壁１５ａとセンサチップ１６の外側面１６Ａとをガラス溶着により接着しているため、接着剤による接着と比較して密着性が向上し、電気的リークパスをより低減することができる。
【００６４】
なお、図６に示すように、枠体１８を細胞保持板１７よりも外方に形成してもよい。この場合、細胞保持板１７と枠体１８との間には段差ができ、この段差部分では、二酸化シリコン層２２が形成されない。しかし本実施の形態のように、チップ保持部１５の成分を一旦溶融することによって、チップ保持部１５の溶融成分がこの段差部分にも回り込み、段差部分が絶縁体で被覆され、図６の構成においてもリーク電流を低減することができる。
【００６５】
また本実施の形態では、図２に示すように、細胞保持板１７の下面１７Ａ（底面）となるシリコン層２１は疎水性であるが、上面１７Ｂ（細胞捕捉面）となる二酸化シリコン層２２は親水性のため、貯留槽１２側では導通孔２０近傍に気泡が付着しにくくなる。
【００６６】
なお、上記実施の形態では、チップ保持部１５はガラスで形成したが、樹脂で形成してもよい。そして上記実施の形態では、チップ保持部１５とセンサチップ１６とをガラス溶着したが、接着剤で接着してもよく、またチップ保持部１５が熱可塑性樹脂の場合は熱溶着や超音波溶着などを行ってもよい。
【００６７】
また本実施の形態のようにセンサチップ１６を細胞保持板１７（シリコン層２１、二酸化シリコン層２２）と枠体１８（シリコン層２３）とで形成すると、細胞保持板１７が薄い場合においても、枠体１８が存在することによりセンサチップ１６の実装等の取り扱いが容易で、さらにチップ保持部１５との接合面積を増やすことができ、センサチップ１６とチップ保持部１５との接合強度を上げることができる。
【００６８】
さらに二酸化シリコン層２２の細胞保持面（上面１７Ｂ）側にシリコン層２３からなる枠体１８を形成することによって、チップ保持部１５のガラス成分が溶融する際、細胞保持面（上面１７Ｂ）にまで流れ込むのを防ぎ、表面を凹凸にしたり導通孔２０を塞いだりするのを抑制することができる。
【００６９】
なお、二酸化シリコン層２２は親水性のため、ガラス成分がなじみやすいことから、上記シリコン層２３により回り込みを抑制する構成は非常に有効である。
【００７０】
（実施の形態２）
本実施の形態１と実施の形態２との違いは、図７に示すように、センサチップ１６およびチップ保持部１５を斜めに傾けた点である。
【００７１】
このとき、センサチップ１６の細胞保持板１７の下面１７Ａが、流路１３内における流体の流れ２８に対向する方向にθ度傾ける。
【００７２】
これにより細胞保持板１７の下面１７Ａは流体からの抵抗を受け易く、流路１３側において導通孔２０近傍に付着した気泡を押し流すことができる。
【００７３】
また流体の流れ２８に対向するよう導通孔２０を傾けたことにより、導通孔２０内に薬液が回り込みやすくなる。
【００７４】
したがって、上述の捕捉した細胞２６の細胞膜に穴を開ける工程（ホールセル工程）において、抗生物質等が細胞２６に到達しやすくなり、細胞電気生理センサの測定精度を向上させることができる。
【００７５】
さらに本実施の形態では、センサチップ１６の枠体１８内部における気泡の発生を抑制することができる。
【００７６】
すなわちセンサチップ１６は非常に微小な為、貯留槽１２側から液体（細胞外液）を充填する際、センサチップ１６の枠体１８内部の空気が抜けきらず、気泡が発生することがある。そしてこのように枠体１８内部に気泡が残存すると、その後にセンサチップ１６に細胞２６を捕捉する事が出来ず、測定が出来なくなる。
【００７７】
これに対し本実施の形態では、枠体１８が傾いているため、貯留槽１２側から注入する液体（細胞外液など）は、枠体１８の全体ではなく、まずは、枠体１８の、より上方に位置する部分に接触する。そして液体は、表面張力によって枠体１８内壁を濡らしながら徐々に枠体１８内部に充填され、枠体１８内部の空気を追い出し、最終的に枠体１８内部全体に充填される。
【００７８】
したがって本実施の形態では、センサチップ１６の枠体１８内部における気泡の発生を抑制することができ、結果として細胞電気生理センサの測定精度を向上させることが出来る。
【００７９】
なお、本実施の形態では、チップ保持部１５ごとセンサチップ１６を傾けたが、図８に示すように、センサチップ１６のみを傾けてもよい。この場合、チップ保持部１５は垂直方向に実装されているため、チップ保持部１５に分注器等を注入しやすく、例えば細胞２６や細胞２６に付与する薬剤等の注入が容易となる。
【００８０】
なお、本実施の形態のようにチップ保持部１５を熱溶融させれば、傾いたセンサチップ１６の側面に合わせてチップ保持部１５の内壁１５ａが変形し、センサチップ１６の側面を保持することが出来る。
【００８１】
その他実施の形態１と同様の構成および効果については説明を省略する。
【産業上の利用可能性】
【００８２】
本発明の細胞電気生理センサ用デバイスは、細胞電気生理測定を高精度に行うことにおいて有用である。
【図面の簡単な説明】
【００８３】
【図１】本発明の実施の形態１における細胞電気生理センサの断面図
【図２】図１の要部拡大断面図
【図３】本発明の実施の形態１における別の例の細胞電気生理センサの断面図
【図４】本発明の実施の形態１における細胞電気生理センサの断面図
【図５】（ａ）〜（ｄ）本発明の実施の形態１におけるセンサチップの製造工程を示す図
【図６】本発明の実施の形態１における別の例の細胞電気生理センサの断面図
【図７】本発明の実施の形態２における細胞電気生理センサの断面図
【図８】本発明の実施の形態２における別の例の細胞電気生理センサの断面図
【図９】従来の細胞電気生理センサの断面図
【符号の説明】
【００８４】
１１  保持プレート
１１Ａ  下面
１２  貯留槽
１３  流路
１４  貫通孔
１５  チップ保持部
１５ａ  内壁
１５Ａ  外側面
１６  センサチップ
１６Ａ  外側面
１７  細胞保持板
１７Ａ  下面
１７Ｂ  上面
１８  枠体
１９  凹部
２０  導通孔
２１  シリコン層
２２  二酸化シリコン層
２２Ａ  外側面
２３  シリコン層
２４  電極
２５  電極
２６  細胞
２７  マスク
２８  流れ
【図１】
2009072130.tif 000003
【図２】
2009072130.tif 000004
【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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