JP2009017810A

JP2009017810A - 細胞電気生理センサ

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Publication number: JP2009017810A
Application number: JP2007181924A
Authority: JP
Inventors: Makoto Takahashi; 誠高橋; Masaya Nakatani; 将也中谷; Koji Ushio; 浩司牛尾
Original assignee: Panasonic Corp
Current assignee: Panasonic Corp
Priority date: 2007-07-11
Filing date: 2007-07-11
Publication date: 2009-01-29
Anticipated expiration: 2027-07-11
Also published as: JP5233187B2; US20100170790A1; US8354271B2; WO2009008158A1

Abstract

【課題】気泡の抑制と除去を容易にし、細胞電気生理センサの測定に関する信頼性を向上させることを目的とする。
【解決手段】少なくとも一つの貫通孔１を有したダイフラム２と、このダイアフラム２を支持するとともにキャビティ４を有したフレーム３とからなる細胞電気生理センサであって、前記フレーム３に切り溝６を設けるとともに、少なくともこの切り溝６の壁面６ａを親水性とすることによって、気泡の発生を抑制できるとともに残留した気泡の除去を容易にできることから、細胞電気生理センサの測定に対する信頼性を向上させることができる。
【選択図】図１

Description

本発明は、細胞の細胞外電位あるいは細胞の活動に発生する物理化学的変化を測定するために用いられる細胞電気生理センサに関するものである。

従来の、細胞の電気的活動を指標にして細胞膜に存在するイオンチャネルの機能を解明したり、薬品をスクリーニング（検査）したりする方法として、パッチクランプ法が挙げられる。

このパッチクランプ法は、マイクロピペットの先端部分で細胞膜の微小部分（パッチという）を軽く吸引し、マイクロピペットに設けた微小電極プローブを用いて、パッチを横切る電流を、固定（クランプ）した膜電位のもとで測定するものである。そして、これにより、パッチに存在する１個または少数個のイオンチャネルの開閉の様子を電気的に記録することができるものである。そして、これは細胞の生理機能をリアルタイムで調べることのできる数少ない方法の一つである。

しかしながら、パッチクランプ法はマイクロピペットの作成および操作に特殊な技術・技能を必要とし、一つの試料の測定に多くの時間を要することから、大量の薬品候補化合物を高速でスクリーニングする用途には適していない。

これに対して、近年、微細加工技術を利用した平板型の微小電極プローブの開発がなされており、この方法は個々の細胞についてマイクロピペットの挿入を必要としない自動化システムに適している。

例えば、細胞保持基板に複数の貫通孔を設け、この貫通孔の開口部に被検体細胞を接着させ、貫通孔の下方に配置した測定電極で、被検体細胞の電位依存性のイオンチャネル活性を測定する技術を開示している（例えば、特許文献１参照）。

また、シリコン酸化物製の細胞保持基板（ｍｅｍｂｒａｎｅ）の内部に２．５μｍの貫通孔（ｈｏｌｅ）を形成し、この貫通孔にヒト培養細胞株の一種であるＨＥＫ２９３細胞を保持させて高い密着性を確保して高精度に細胞外電位を測定する技術を開示している（例えば、非特許文献１参照）。

さらに、図７に示したように、従来の細胞電気生理センサ３１は細胞保持基板３２と、この細胞保持基板３２の上面に形成された凹部３３と、この凹部３３の下部から細胞保持基板３２の下面まで連結する貫通孔３４と、細胞保持基板３２の上方に配置された参照電極３５と、前記貫通孔３４の内部に配置された測定電極３６とを備えている。そして、この測定電極３６は配線３７を経て信号検出部に連結されている。また、前記細胞保持基板３２はウエル３８の内部に配置されている（例えば、特許文献２参照）。

次に、前記細胞電気生理センサ３１の動作方法について、以下に説明する。

まず、ウエル３８の内部に細胞および電解液４０が注入され、細胞が凹部３３によってトラップ（捕捉）されて保持される。この凹部３３に保持された細胞を以下被検体細胞３９という。

そして、測定の際には被検体細胞３９は貫通孔３４の下方から吸引ポンプなどで吸引され、貫通孔３４の開口部に密着した状態で保持される。すなわち、この貫通孔３４がガラスピペットにおける先端穴と同様の役割を果たしている。そして、被検体細胞３９のイオンチャネルの機能性や薬理反応などは、参照電極３５と測定電極３６との間における反応前後の電圧、あるいは電流を測定し、細胞内外の電位差を求めることによって分析している。
特表２００２−５１８６７８号公報国際公開第０２／０５５６５３号パンフレット T.Sordel et al, Micro Total Analysis Systems ２００４，Ｐ５２１〜５２２（２００４）

しかしながら、従来の細胞電気生理センサは、参照電極と測定電極との間における電位差の測定値に誤差が生じ、細胞電気生理センサの測定に対する信頼性が低下するという問題があった。

それは、流路の内壁面の親水性が低い部分、あるいは貫通孔の周辺などの凹凸を有する部分には気泡が残りやすく、この気泡の抵抗値は非常に大きいため、この気泡の有無によって測定値が変動するからであった。

特に、貫通孔の近傍に発生した気泡は、測定電極で検知する電流、あるいは電圧の測定値を大きく変動させる要因となっていた。

そこで、本発明は、貫通孔の近傍に気泡の発生を抑制するとともに効率良く気泡を除去することによって、測定に対する信頼性に優れた細胞電気生理センサを実現することを目的とする。

前記従来の課題を解決するために、本発明は、少なくとも一つの貫通孔を有したダイアフラムと、このダイアフラムを支持するとともにキャビティを有したフレームとからなる細胞電気生理センサであって、前記フレームに切り溝を設けるとともに、少なくともこの切り溝の壁面を親水性としたものである。

本発明の細胞電気生理センサは、貫通孔の近傍における気泡の発生を抑制するとともに、残留した気泡を効率良く除去することができる。その結果、貫通孔の近傍に付着した気泡を除去し、センサの測定に対する信頼性を向上させることができる。

（実施の形態１）
以下、本発明の実施の形態１における細胞電気生理センサの構成について、図面を参照しながら説明する。

図１は本発明の実施の形態１による細胞電気生理センサの断面斜視図、図２は図１のＡＡ部における断面図である。また、図３は細胞の電気生理現象を測定する方法を説明するための断面図である。また、図４は別の例の細胞電気生理センサの断面斜視図であり、図５は図４のＢＢ部における断面図である。また、図６は他の例の細胞電気生理センサの斜視図である。

図１及び図２において、本実施の形態１における細胞電気生理センサは、シリコンなどの入手性、加工性に優れたウエハーを準備し、フォトリソ技術を用いたエッチング加工などによって、一括して作製することができるとともに、高寸法精度で微小な形状を有する細胞電気生理センサを効率よく作製することができる。

そして、本実施の形態１における細胞電気生理センサの基本的な構成は、少なくとも一つの貫通孔１を有する薄板状のダイアフラム２を形成しており、さらに前記ダイアフラム２を固定支持するとともに測定装置などへの固定配置を容易にするためのフレーム３を設けている。

なお、前記貫通孔１は少なくとも一つあれば良く、複数の細胞９を同時に測定したいときには、複数の貫通孔１を形成することも可能である。これによって、複数の細胞９を同時に測定することによってＳ／Ｎ比を高めることができる。

また、このフレーム３の内部には液体などを貯留することができるキャビティ４を形成している。このキャビティ４は細胞などを含んだ液体などを貯留しておくためのものである。そして、このような構成の細胞電気生理センサは液体の中で浮遊している複数の細胞９の中から、吸引などの手段によって貫通孔１を塞ぐように細胞９を固定して被検体細胞９ａとすることができる。その後、この被検体細胞９ａの薬液などに対する反応を接続された電極にて測定するものである。

そして、本実施の形態１における細胞電気生理センサの構成の特徴は、フレーム３の端部５から切り溝６を形成し、その切り溝６の壁面６ａを親水性にしていることである。この切り溝６を形成していることと、少なくとも切り溝６の壁面６ａを親水性とすることによって、分注器などを用いて液滴状の液体をキャビティ４の内部へ注入したときの気泡の発生の抑制と気泡の除去を効率よく行うために設けているものである。次に、その作用について詳細に説明する。

通常、細胞９を分散させた液体を分注器などを用いてキャビティ４の中へ注入する場合、液体は表面張力によって球面状の外観形状を形成しており、そのまま自動分注機などを介してキャビティ４の中へ所定量の液体を分注する必要がある。

そして、安定に精度良く被検体細胞９ａの電気化学的変化を測定するためには、貫通孔１の近傍に気泡の残留していない状態で液体を充填しておくことが重要である（図３参照）。

ここで、端部５を同一平面で構成した場合、分注器から分注されたマイクロピペットの先端にある液滴がフレーム３の端部５を完全に塞いでしまうことによって、キャビティ４の内部が気密状態となり、液滴のキャビティ４への注入がスムーズに行われなくなる。

これに対して、本実施の形態１におけるセンサ構造であるフレーム３の端部５に切り溝６を形成しておくことによって、気泡が残留するという問題はなくなり、フレーム３の端部５に細胞外液１０よりなる液滴が接触したとしても、切り溝６に親水性に優れた壁面６ａを形成していることによって、液滴を構成する細胞外液１０の表面張力によって、切り溝６の壁面６ａを濡らしながらキャビティ４の内部に細胞外液１０よりなる液体を細胞９とともに充填することができる。さらに、切り溝６から気体を除去していくこともできる。

また、前記切り溝６の溝幅を１０〜１５０μｍとすることによって表面張力による液体の浸透を効率よく行うことができ、切り溝６の効果を最大限発揮することができる。そして、より好ましくは２５〜１００μｍとすることが加工性の観点から好ましい。そして、図１に示したように切り溝６を放射状に複数設けることによって、分注器の先端が傾いたとき、あるいは液滴の形状の対称性が少なくなった場合であっても、確実に液滴の一部を切り溝６の一部に接触させることができ、これによって確実にフレーム３に設けた切り溝６の壁面６ａから気泡の発生を抑制するとともに、気泡の残留を大幅に低減しながら細胞外液１０などの液体を充填することができる。

そして、壁面６ａの表面を親水性とするためには、表面に付着した炭素分子を除去した清浄な表面としておくことが好ましい。その後、速やかに純水を充填した容器の内部に保管しておくことによって、表面の清浄度を保持することができる。また、このときの親水性は接触角で１０°以下であることが好ましい。この接触角は測定対象の表面にイオン除去された純水の水滴を塗布して測定することができる。

さらに、親水性を高める別の手段として、壁面６ａの表面を二酸化珪素などの絶縁膜によって被覆しておくことも効果的である。

なお、キャビティ４の内壁面、ダイアフラム２および貫通孔１の内壁面などの液体が接触する全ての表面を親水性としておくことがより好ましい。これによって、各種測定のための液体との濡れ性を高めることによって、気泡の発生を抑制することができる。

さらに、複数設けた切り溝６の溝幅をそれぞれ異なった寸法形状としておくことによって、気泡の抜け易い切り溝６と、液体の浸透が容易な切り溝６を混在させることができる。そして、エッチング速度が溝幅の寸法に依存していることから切り溝６の底面の高さが異なった底面形状を有した切り溝６を形成することも可能である。

このように、フレーム３の端部５を円筒状の同一平面としないで、フレーム３の端部５よりダイアフラム２に向かって切り溝６を設けることによって、キャビティ４の内部に存在していた空気などの気体を切り溝６から容易に外部へ放出することができるとともに、切り溝６の壁面６ａを親水性にしていることによって、切り溝６の壁面６ａと液体とのぬれ性を高め、速やかに液体をキャビティ４の内部へ充填することができるとともに、貫通孔１の近傍に気泡の無い状態で充填することができる細胞電気生理センサを実現できる。

また、切り溝６の底面をダイアフラム２と同一平面となるように切り溝６を形成しておくことによって、ダイフラム２への液体の速やかな浸透とダイアフラム２の面上に残留している気泡の除去を速やかに行うことができる。

一方、切り溝６を形成していないセンサ構造では、マイクロピペットを用いて液体を分注するときなど、マイクロピペットの先端にできる液滴がキャビティ４の入り口を瞬間的に塞いでしまうときがあり、このような状態ではキャビティ４の内部に存在していた空気などの気体の抜け道が無くなり、気泡をうまく除去できなくなり、測定時に気泡となって残存することが問題であった。

そして、この気泡が貫通孔１の近傍に残存していると、吸引手段を用いて貫通孔１の上方に固定させた被検体細胞９ａの電気化学的変化である電流あるいは電圧の微小変化を高精度に測定することが困難であった。

このような構成の細胞電気生理センサを用いて、図３に示したように、気泡が残留しない状態で液体を充填し、例えばキャビティ４の内部に細胞９を分散させた細胞外液１０を貯留し、その内の一個の細胞９を貫通孔１の上に吸引手段などによってトラップさせることによって被検体細胞９ａとすることができる。

なお、充填する液体は特に限定するものではなく、前記細胞外液１０の他に、細胞９を培養する培養液あるいはその他の薬液などであっても良い。

次に、吸引力を制御することによって前記被検体細胞９ａの皮膜の一部を破るとともに、さらに被検体細胞９ａの貫通孔１の下面側より、細胞内液１１を注入することによって、被検体細胞９ａの一部に細胞内液１１と接触させることができる。これによって、被検体細胞９ａの電気化学的変化を測定できる状態となる。

ここで、細胞外液１０とは、例えば、哺乳類筋細胞の場合、代表的には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り、細胞内液１１とは、例えば、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る。

なお、細胞外液１０と細胞内液１１とは、本実施の形態１のように異なる組成のものを用いてもよく、同じものを用いてもよい。

次に、この電気的変化を測定するために、細胞外液１０に接続するように参照電極１２を配置するとともに、細胞内液１１に接続する測定電極１３を配置し、この参照電極１２と測定電極１３との間で電流あるいは電圧変化を測定することによって被検体細胞９ａの電気化学的変化を測定検出することができる。

また、このような状態を安定して行うためには、前記貫通孔１の大きさは被検体細胞９ａの大きさよりも少し小さな形状とし、この貫通孔１を塞ぐように被検体細胞９ａを吸引などの手段によって被検体細胞９ａを固定しておける形状とすることが好ましい。そして、前記貫通孔１の開口部の直径は３μｍとした。

このように、細胞９の大きさが５〜５０μｍ程度である場合、細胞９と貫通孔１とを高い密着性を持って保持するには、貫通孔１の開口部の直径を３μｍ以下とすることが望ましいからである。

なお、この貫通孔１の開口部の最適な大きさは、測定する細胞９の形状、性質によって決定することができる。

そして、ダイアフラム２の厚みは１０〜３００μｍとすることが加工性、機械的強度等の観点から好ましい。

また、キャビティ４の内径は１００μｍ〜１．０ｍｍとすることが生産性の観点から好ましい。１００μｍより小さくなると液体の分注などが困難となるとともに、気泡の残留が多く発生するようになる。また、１ｍｍを越えるとセンサの生産性が低下するとともに、少量の細胞９を含んだ液体等の測定に不向きとなる。

また、このダイアフラム２を支持するとともに液体を貯留しておくためのキャビティ４を有したフレーム３から構成することが機械的強度と取り扱いの観点から好ましい。

次に、前記のような構成を有する細胞電気生理センサを用いて、細胞９が活動する際に発する電気生理活動を測定する方法について、図面を用いてさらに詳細に説明する。図３は前記細胞電気生理センサを測定装置にセットした際の測定装置の模式断面図である。

図３に示したように、細胞電気生理センサはプラスチックなどの絶縁体からなる容器１７の内部に設けた仕切り板１４の内部にセットされている。そして、この仕切り板１４の上層部には液体を貯留するためのウエル１５を配置している。

また、前記仕切り板１４とウエル１５は樹脂などで構成することが生産性、加工性及び寸法精度などの観点から好ましい。

さらに、この仕切り板１４の内部には開口部を設けており、細胞電気生理センサは開口部の内部にダイアフラム２が下面側とし、開口部に液漏れが発生しないように隙間無く接合することによって、容器１７の内部の空間はダイアフラム２を境に２つの領域に仕切られることとなり、仕切り板１４によって仕切られた上下の領域内には細胞外液１０または培養液などの液体と細胞内液１１または薬液などの液体がそれぞれ貯留されることとなる。そして、これらの被検体細胞９ａの上下の液体の移動は貫通孔１を介してのみ行われることとなる。また、容器１７の一部を用いて仕切り板１４の下面側には流路１６を形成しておき、この流路１６の内部にマイクロポンプなどの送液手段を用いて細胞内液１１あるいは薬液などの液体を充填、除去することができるようにしている。

さらに、仕切り板１４の上側には細胞外液１０中に銀・塩化銀電極などで構成した参照電極１２を配置し、仕切り板１４の下側には細胞内液１１中に銀・塩化銀電極などで構成した測定電極１３を配置している。

なお、これらの参照電極１２と測定電極１３が入れ替わっていても良い。また、参照電極１２及び測定電極１３は、クロム、チタン、銅、金、白金、銀および塩化銀からなる材料から選択することも可能である。さらに、参照電極１２及び測定電極１３は針状の微小電極プローブを用いてもよい。

次に、上記のような細胞電位測定装置を準備した状態で、測定対象である細胞外液１０などの液体中に分散させた細胞９を容器１７の上部側より分注器を用いて分注し、その後吸引ポンプなどを用いて仕切り板１４の下側が低圧になるように仕切り板１４の上下間に所定の圧力差を発生させる。このとき、一個の細胞９が貫通孔１の開口部に引き寄せられて吸引保持され、被検体細胞９ａとしている。そして、この圧力差が維持されていると十分な密着性が確保されることとなり、内部にある細胞外液１０と細胞内液１１との間で電気的抵抗値を持つようになる。

その後、被検体細胞９ａに薬品などの化学化合物などの刺激が加わると、被検体細胞９ａは電気生理的応答を示すこととなり、その結果、参照電極１２と測定電極１３との間において、例えば電圧、電流などの電気的応答として観測することができる。

なお、前記細胞電位測定装置の測定方法における細胞電気生理センサはダイフラム２を下面側に配置して測定する例について説明してきたが、ダイアフラム２を上面に配置して測定することも可能である。この場合、細胞内液１１の気泡の発生と残留を抑制することが可能となり、被検体細胞９ａは前記と反対側の貫通孔１の開口部に被検体細胞９ａが密着することになるが、被検体細胞９ａが平らな面に形成した穴に密着する方が都合の良い場合などに用いることができる。どちらを使用するかは、被検体細胞９ａの性質によって適宜決めることが好ましい。

また、ウエル１５に細胞外液１０を充填すると、ウエル２の内部に設置された参照電極１２と流路１６の内部に設置された測定電極１３との間で、１００ｋΩ〜１０ＭΩ程度の抵抗値を観察することができる。これは細胞電気生理センサに設けられた貫通孔１に電解液が浸透し、それぞれの電極１２，１３との間で電気回路が形成されるからである。

次に、例えば流路１６の一方を封止し、他方から減圧することで、細胞９は貫通孔１へ引き付けられ、ついにはこの貫通孔１を塞ぐことによって被検体細胞９ａとなり、細胞外液１０を充填したキャビティ４と細胞内液１１などの液体を充填した流路１６との電気抵抗は十分に高くなる。

そして、さらに減圧を続ける、もしくはナイスタチンのように被検体細胞９ａの外壁を溶解する作用のある薬液を流路１６の内部に導入することで、被検体細胞９ａに微細小孔を形成する。

その後、この被検体細胞９ａに化学的刺激、あるいは物理的刺激を付与する。この化学的刺激としては、化学薬品、毒物、物理的刺激としては機械的変異、光、熱、電気、電磁波などが挙げられる。

そして、被検体細胞９ａがこれらの刺激に対して活発に反応する場合、被検体細胞９ａはその細胞膜にあるイオンチャネルを通じて各種イオンを放出あるいは吸収する。そうすると、被検体細胞９ａを通るイオン電流が発生し、この被検体細胞９ａの内外の電位勾配が変化するため、この変化を反応前後の参照電極１２と測定電極１３との間の電圧、あるいは電流を測定することによって検出することができる。

そして、このとき貫通孔１の近傍に気泡が存在すれば、抵抗値の増大により測定電極１３で検知する電流・電圧の測定値が変動するが、図１に示したような構成の細胞電気生理センサを用いることによって残留する気泡の発生を抑制することができるとともに、残留した気泡を速やかに除去することができるセンサ構造を実現していることから、測定の信頼性を高めた細胞電気生理センサを実現することができる。

次に、図４及び図５を用いて別の例の細胞電気生理センサの構成について説明する。

図４及び図５に示した細胞電気生理センサが、図１で示した細胞電気生理センサの構成と大きく異なっているところは、切り溝６の端部５における開口形状がフレーム３の外周から内周に向かって大きくなっていることである。これによってウエル１５あるいは仕切り板１４より表面張力によって流れてくる液体の親和力を高めるとともに、切り溝６の内周部からの気泡の抜けをより効果的とすることができる。さらに、図５に示したように切り溝６の深さ方向への形成を、フレーム２に向かって切り溝６の底面の形状を斜めに形成していることである。これによって気泡の発生を抑制するとともに、気泡の除去をより効率よく行うことができるとともに、細胞９を貫通孔１の近傍へ落下させることができることから、少数の細胞９であっても、速やかに被検体細胞９ａとして貫通孔１に固定できるセンサ構造を実現することができる。すなわち、端部５の高いところに分注器から分注された細胞９を含んだ液滴が最も近い切り溝６の一部に接触し、この切り溝６を形成する親水性を有する壁面６ａを液体の表面張力で移動し、その後フレーム２の近傍で液体を貫通孔１が存在するダイアフラム２の中心部へと液体を誘導することができ、これによって気泡の発生の抑制と残留した気泡を効率よく除去することができる細胞電気生理センサを実現している。

また、このような斜面を有する切り溝６の形成は切り溝６の溝幅を変化させることによって形成することができる。すなわち、図４に示すように切り溝６の溝幅をフレーム３の外周部から内周部に向かって大きくしておくことによって、内周部での開口形状を大きくしており、このような開口形状を有するシリコンウエハーを端部５よりエッチング加工していくと、内周部側におけるエッチング速度は速くなり、外周部側のエッチング速度は遅くなる。このエッチング速度の差を利用することによって切り溝６の底面の形状を斜面形状となるように加工することによって、所定の斜面形状を有する細胞電気生理センサを作製することができる。

次に、図６を用いてさらに他の例の細胞電気生理センサの構成について説明する。図６に示したように、図１で示した細胞電気生理センサの構成と異なっているところはフレーム３の内周部３ａにおいて、フレーム３の内壁に壁面を持たないように放射状に切り溝６を設けたセンサ構造としている。このような形状とするためには、切り溝６の形状あるいは切り溝６の形成する数を調整することによって形成することができる。このように、切り溝６の開口形状を最適化して、フレーム３の内周部３ａに壁面を持たないようなセンサ構造とすることによって、気泡の発生を抑制するとともに、残留した気泡を効率よく除去することができる細胞電気生理センサを実現できる。このような構造を有する細胞電気生理センサは、生産性の観点から、エッチング加工またはレーザー加工装置を用いて切り溝６を形成することによって容易に作製することができる。

また、切り溝６の底面をダイアフラム２の中心部へ向かって斜面を有するように形成することによって、前記と同様の効果を発揮することができる。

本発明の細胞電気生理センサは、気泡の発生の抑制と残留した気泡の除去を容易に行うことができることから、細胞電気生理センサの測定に対する信頼性を向上させることができる。従って、高精度な測定が要求される医療分野等における細胞電気生理センサとして、大いに利用可能性を有するものである。

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斜視図同断面図同細胞の電気生理現象を測定する方法を説明するための断面図同別の例の細胞電気生理センサの断面斜視図同断面図他の例の細胞電気生理センサの斜視図従来の細胞外電位測定センサの断面図

符号の説明

１貫通孔
２ダイアフラム
３フレーム
４キャビティ
５端部
６切り溝
９細胞
９ａ被検体細胞
１０細胞外液
１１細胞内液
１２参照電極
１３測定電極
１４仕切り板
１５ウエル
１６流路
１７容器

Claims

少なくとも一つの貫通孔を有したダイフラムと、このダイアフラムを支持するとともにキャビティを有したフレームとからなる細胞電気生理センサであって、前記フレームに切り溝を設けるとともに、少なくともこの切り溝の壁面を親水性とした細胞電気生理センサ。
切り溝を放射状に複数設けた請求項１に記載の細胞電気生理センサ。
切り溝の溝幅を異なる寸法とした請求項２に記載の細胞電気生理センサ。
フレームの内周部に壁面を形成しないように切り溝を設けた請求項２に記載の細胞電気生理センサ。
切り溝の溝幅をフレームの外周部から内周部に向けて拡大するように設けた請求項１に記載の細胞電気生理センサ。
切り溝の底面をダイアフラムと同一平面となるように設けた請求項１に記載の細胞電気生理センサ。
切り溝の底面をダイアフラムに対して傾きを設けた請求項１に記載の細胞電気生理センサ。