JP2009019958A - 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 - Google Patents

Abstract

【課題】細胞電気生理センサの検出特性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、センサチップ９と、このセンサチップ９の側面外周に配置されたチップ保持部１０とを備え、センサチップ９は導通孔１５を有する薄板と、この薄板上に形成された枠体とからなる細胞電気生理センサ用デバイスにおいて、センサチップ９の薄板は、第一のシリコン層１１と、この第一のシリコン層１１上において細胞捕捉面となる二酸化シリコン層１２との積層体で形成され、センサチップの枠体は、第二のシリコン層１３で形成されるとともに、チップ保持部１０はガラスで形成され、このチップ保持部１０と二酸化シリコン層１２側面とはガラス溶着されているものとした。これにより本発明は、センサチップを介するリーク電流を低減することができ、細胞電気生理センサの検出特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。

図８に示すように従来の細胞電気生理センサ用デバイスは、樹脂基板からなるチップ保持部１と、このチップ保持部１の孔に挿入されたシリコンからなるセンサチップ２とを備えている。そしてこのセンサチップ２は導通孔３を有する薄板２Ａとこの薄板２Ａ上に設けられた枠体２Ｂとからなる。またこのセンサチップ２は微小で全体に接着剤を塗布することは難しいため、薄板２Ａ下端部とチップ保持部１とを接着剤４で接着している。

そして従来の細胞電気生理センサは、上記細胞電気生理センサ用デバイスと、センサチップの上方及び下方に配置された電解槽５Ａ、５Ｂと、これらの電解槽５Ａ、５Ｂ内に配置された電極６Ａ、６Ｂとを備えている。

そしてこの細胞電気生理センサは、吸引等によって導通孔３の開口部に細胞７を捕捉することができ、電解槽５Ａ、５Ｂ間の電位差を計測することによって、細胞７が活動する際の細胞７の内外における電位変化、あるいは細胞７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。

ここで図８に示すように、センサチップ２を成形後、表面を熱処理して熱酸化膜８を形成すれば、表面抵抗を向上させることができる。

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。
特開２００７−０１０４３０号公報

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検出特性が低下することがあった。

その理由は、センサチップ２を介するリーク電流が増大するからである。

すなわち、センサチップ２はシリコンで形成されているので、端部は僅かな衝撃でも劈開し易く、劈開と同時に表面の熱酸化膜８も欠損してしまう。そしてこの欠損部分は電解槽５Ａに露出しているので、リーク電流が増大し、結果として細胞電気生理センサの検出特性が低下してしまうのであった。

そこで本発明は、細胞電気生理センサの検出特性を向上させることを目的とする。

そしてこの目的を達成するため本発明は、センサチップの薄板が、第一のシリコン層と、この第一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の積層体で形成され、センサチップの枠体は、第二のシリコン層で形成されるとともに、チップ保持部はガラスで形成され、このチップ保持部と二酸化シリコン層側面とはガラス溶着されているものとした。

これにより本発明は、細胞電気生理センサの検出特性を向上させることができる。

その理由は、センサチップを介するリーク電流を低減することができるからである。

すなわち本発明は、二酸化シリコン層が欠損したとしても、その欠損部分は側面としてチップ保持部とガラス溶着されるため、電解槽に露出することがない。したがって、センサチップを介するリーク電流を低減することができ、結果として細胞電気生理センサの検出特性を向上させることができる。

（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、センサチップ９と、このセンサチップ９の側面外周に配置されたチップ保持部１０とを備えている。

そしてセンサチップ９は、シリコン層１１と、このシリコン層１１上に形成された二酸化シリコン層１２と、この二酸化シリコン層１２上に形成されたシリコン層１３との積層体、すなわちいわゆるＳＯＩ基板で形成されている。

そして膜厚はそれぞれシリコン層１１が約１５μｍ、二酸化シリコン層１２は約２．０μｍ、シリコン層１３が約４００μｍである。

ここでシリコン層１１には直径約２０μｍの半球形状の凹部１４が形成されており、この凹部１４の最深部からシリコン層１１と二酸化シリコン層１２との積層体を上下方向に貫く導通孔１５が形成されている。

また本実施の形態では、シリコン層１１の側面に相当する部分には、下面１１Ａ外周部分から上面（二酸化シリコン層１２との接合面）に向けて内側に湾曲する湾曲面１６を有し、二酸化シリコン層１２の下面１２Ａが一部露出している。

そして導通孔１５の深さは約７．０μｍである。導通孔１５は直径１０μｍから２０μｍの細胞１７を捕捉するには、直径が１μｍ〜５μｍ、深さが１μｍ〜１０μｍが好ましいため、シリコン層１１の厚みが大きい場合は本実施の形態のように、凹部１４を設けて調整すればよい。

また本実施の形態のセンサチップ９は、後述の電解槽１８Ａ、１８Ｂを仕切る薄板部分と、この薄板上に形成される中空の枠体とからなり、薄板部分はシリコン層１１および二酸化シリコン層１２の積層体で構成し、枠体部分はシリコン層１３で形成している。そしてこのシリコン層１１および二酸化シリコン層１２（薄板部分）は円板状であり、シリコン層１３（枠体部分）は円筒形をしている。このようにセンサチップ９の断面が円形の場合、方向性が無くなるため、チップ保持部１０に挿入しやすくなる。

そして本実施の形態では、シリコン層１１および二酸化シリコン層１２はともに枠体となるシリコン層１３よりも内側に形成されており、これらの水平方向における断面積は、それぞれシリコン層１３の外径における断面積よりも小さいものである。そしてさらに二酸化シリコン層１２の断面積はシリコン層１１よりも大きいものである。

すなわち本実施の形態では、シリコン層１１の直径よりも二酸化シリコン層１２の直径の方が大きく、二酸化シリコン層１２の直径よりもシリコン層１３の外径の方が大きくなるように形成されている。

なお、本実施の形態では、シリコン層１１の直径は最大部分で約６８０μｍ、二酸化シリコン層１２の直径は６９０μｍ、シリコン層１３の外径は７００μｍとした。

また本実施の形態では、二酸化シリコン層１２の側面１２ａは、シリコン層１３の側面１３ａよりも表面粗度が小さく、平滑に加工されている。一方で、シリコン層１３の側面１３ａには微細な凹凸が形成されている。これにより、二酸化シリコン層１２の側面１２ａとチップ保持部１０との気密性を高めるとともに、センサチップ９とチップ保持部１０との機械的接合強度を向上させることができる。

そしてチップ保持部１０の材料としてはホウケイ酸ガラス（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３７５μｍのホウケイ酸ガラスからなるガラス管を用いた。本実施の形態では、このガラス管からなるチップ保持部１０の下端部にセンサチップ９が挿入されている。

そしてこのチップ保持部１０内壁と二酸化シリコン層１２の側面１２ａとはガラス溶着によって接合されている。またチップ保持部１０のガラス成分は熱により溶融すると、シリコン層１３（枠体）の側面１３ａにも付着するため、シリコン層１３の側面１３ａとチップ保持部１０との間もガラス溶着されている。さらに本実施の形態では、シリコン層１１は二酸化シリコン層１２よりも内側にあるため、二酸化シリコン層１２の下面１２Ａ外周は露出しており、この露出した部分にもガラス成分が融着し、シリコン層１１の側面の湾曲面１６の一部にまで融着している。

さらに本実施の形態の細胞電気生理センサ用デバイスは、樹脂基板１９に複数個孔を設け、この孔にそれぞれセンサチップ９と一体化されたチップ保持部１０を挿入し、マルチプレート化されたものである。これにより大量の薬品スクリーニングにも対応できる。

また図１に示すように、本実施の形態の細胞電気生理センサは、上記細胞電気生理センサ用デバイスと、センサチップ９の上方および下方に配置された電解槽１８Ａ、１８Ｂと、これらの電解槽１８Ａ、１８Ｂに注入される液体と電気的に接続される電極２０Ａ、２０Ｂとを備えている。

そして下方の電解槽１８Ｂにはこの電解槽１８Ｂを封止するようにシール材２１を取り付け、電解槽１８Ｂ内の液体を吸引する圧力伝達チューブ２２を設置した。

なお、本実施の形態では、二酸化シリコン層１２の膜厚は約２．０μｍとしたが、二酸化シリコン層１２における静電容量が厚み方向において１０ｐＦ以下であればよい。また静電容量を小さくするため、二酸化シリコン層１２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１．０μｍ以上とすることができる。

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１７の電気生理活動を測定する方法について述べる。

まず図１に示す上方の電解槽１８Ａ内に細胞外液、下方の電解槽１８Ｂ内に細胞内液を気泡が入らないよう充填し、細胞外液、細胞内液にそれぞれ電極２０Ａ、２０Ｂを接触させる。

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。

この状態において電極２０Ａ、２０Ｂ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１５に浸透し、２つの電極２０Ａ、２０Ｂが細胞外液と細胞内液とを介して導通するからである。

次に上方の電解槽１８Ａの上側から細胞１７を投入し、圧力伝達チューブ２２により減圧を行うと、細胞１７は導通孔１５に引き付けられ、導通孔１５を塞ぎ、上下の電解槽１８Ａ、１８Ｂ間の電気抵抗が十分に高い１ＧΩ以上の状態となる。この状態において細胞１７の電気生理活動によって細胞１７内外の電位が変化した場合には、わずかな電位差あるいは電流であっても測定が可能となる。ここでこの測定時においては、電解槽１８Ａ、１８Ｂ間において、細胞１７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。

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。

はじめに、図２に示すように、シリコン層１１とシリコン層１３との間に二酸化シリコン層１２を挟んだいわゆるＳＯＩ基板を準備し、シリコン層１１上にマスク２３を配置する。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１２が形成されているものを用いた。

またマスク２３には、導通孔１５に相当する部分と、センサチップ９を個片化する部分にマスクホール２４、２５を形成しておく。この時、マスクホール２５の大きさはマスクホール２４の２０倍以上にしておく。

次に図３に示すように、ドライエッチング方法によって、マスク２３上方からエッチングガスを噴き付け、シリコン層１１の中央に凹部１４、そして外周部分に湾曲面１６を形成する。

凹部１４および湾曲面１６を形成する際のガスとしてはシリコンを選択的にエッチングするガスを用いた。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、シリコン層１１を半球形状の碗型にエッチングすることができる。

また、上記エッチングガスには、Ｎ₂、Ａｒ、Ｈｅ、Ｈ₂などのキャリアガスを混合して用いた。またエッチングガスのキャリアガスに対するモル比は、２．０以下であることが望ましい。

この工程ではエッチングが等方的に進行するため、マスクホール２５を大きく形成することによって、シリコン層１１内側までエッチングされる。したがって、湾曲面１６がより内側に形成される。本実施の形態では、湾曲面１６を内側に形成することで、マスクホール２５直下より内側まで二酸化シリコン層１２が露出するよう、エッチングを行った。

次に、図４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２３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１１に導通孔１５を形成する。

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、促進するガス導入時にはシリコン層１１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、これらのエッチングガスの組み合わせを最適化することによって、エッチングはマスク２３のマスクホール直下でのみ進行し、凹部１４の最深部から導通孔１５をほぼ垂直な形状にエッチング加工することができる。

なお、シリコン層１１と二酸化シリコン層１２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１２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１５を高精度に形成することができる。

その後、図５に示すようにマスク２３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１２を貫通する。この時、二酸化シリコン層１２はマスクホール２４、２５とほぼ同形状にエッチングされる。

次に、図５に示すようにシリコン層１３上にマスク２６を配置する。このマスク２６には、シリコン層１３で形成する枠体部分以外に相当する箇所にマスクホールを形成しておく。

その後図６に示すように、マスク２６上から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１３をエッチングすると、薄板と枠体とからなるセンサチップ（図１の９）を形成することができる。

その後、センサチップ９を図１に示すチップ保持部１０であるガラス管の中へ挿入し、チップ保持部１０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１０のガラス成分を溶融させ、このチップ保持部１０の内壁とセンサチップ９の外周面とを溶着させる。この時、少なくとも二酸化シリコン層１２の側面にガラス成分が溶着するようにする。

ここでガスバーナーを使用するのは、局部的にチップ保持部１０とセンサチップ９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。

なお、図１に示すチップ保持部１０は樹脂基板１９の孔に挿入し、ＵＶ硬化性接着剤等によって接合することができる。チップ保持部１０はセンサチップ９より大きいため、取り扱いも容易で、さらに親水性であるため、樹脂基板１９との間に気泡が発生し難く、気密性に優れた接合となる。

本実施の形態における効果を以下に説明する。

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検出特性を向上させることができる。

その理由は、センサチップ９を介するリーク電流を低減することができるからである。

すなわちセンサチップ９はシリコンで形成されているので、端部は僅かな障壁でも劈開し易い。そして従来は図８に示すように、センサチップ２表面に熱酸化膜８を形成していたため、センサチップ２の劈開と同時に表面の熱酸化膜８も欠損していた。そしてこの欠損部分は電解槽５Ａに露出しているので、浮遊容量が生じてリーク電流が増大し、結果として細胞電気生理センサの検出特性が低下してしまうのであった。

これに対し図１に示す本実施の形態では、二酸化シリコン層１２が欠損したとしても、その欠損部分が側面１２ａとしてチップ保持部とガラス溶着されるため、電解槽１８Ａあるいは１８Ｂに露出することがない。

したがって、センサチップ９を介するリーク電流を低減することができ、結果として細胞電気生理センサの検出特性を向上させることができる。

また従来は図８に示すように、センサチップ２とチップ保持部１とは接着剤４で接合されており、微小なセンサチップ２側面に接着剤を均一に塗布するのは非常に困難で、センサチップ２側面とチップ保持部１との界面には、隙間が出来やすかった。

それに対し図１に示す本実施の形態では、二酸化シリコン層１２の側面１２ａとチップ保持部内壁とがガラス溶着されているため、界面が無く気密性に優れ、センサチップ側面１２ａとチップ保持部１０内壁との隙間を通るリーク電流を効果的に低減することができる。

また本実施の形態では、いわゆるＳＯＩ基板を用いているため、二酸化シリコン層１２の厚みを容易に大きくすることができ、浮遊容量の低減に顕著な効果がある。

すなわち従来は、図８に示すように、センサチップ２成形後に表面を熱酸化処理して熱酸化膜８を形成していたため、厚膜形成には非常に時間がかかり、一般的には０．２μｍ〜０．３μｍ程度の薄い熱酸化膜８を形成していた。ここで浮遊容量は膜厚に比例するため、この薄い熱酸化膜８を介して大きな浮遊容量が生じてしまい、リーク電流が増大していた。

これに対し本実施の形態では、予めＳＩＭＯＸ法等により容易に二酸化シリコン層１２が厚膜形成されたＳＯＩ基板を用いることができ、二酸化シリコン層１２によって浮遊容量を１０ｐＦ以下に減らすことができる。そしてその結果、センサチップ９を介するリーク電流を低減することができるのである。なお、本実施の形態では、二酸化シリコン層１２の厚みとして１．０μｍ以上が浮遊容量低減に効果的であった。

ここで、チップ保持部１０としては、ガラス板などを用いてもよいが、本実施の形態のようにガラス管を用いた方がリペア性に優れる。またチップ保持部１０の外方から加熱しやすい。

またガラスはシリコンと比較して安価なため、チップ保持部１０のサイズを大きくすることができ、センサチップ９のみを樹脂基板１９にはめ込むよりも作業性が向上する。

また本実施の形態では、細胞捕捉面が二酸化シリコン層１２であるため、親水性に優れ、細胞１７との密着性が向上し、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。

また本実施の形態のようにセンサチップ９を薄板（シリコン層１１、二酸化シリコン層１２）と枠体（シリコン層１３）とで形成すると、薄板が薄い場合においても、枠体が存在することにより取り扱いが容易で、さらにチップ保持部１０との接合面積を増やすことができ、センサチップ９とチップ保持部１０との接合強度を上げることができる。

さらに二酸化シリコン層１２の細胞保持面側にシリコン層１３からなる枠体を形成することによって、チップ保持部１０のガラス成分が細胞保持面にまで拡散するのを防ぎ、表面を凹凸にしたり導通孔１５を塞いだりするのを抑制することができる。なお、二酸化シリコン層１２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１３により回り込みを抑制する構成は非常に有効である。

さらに本実施の形態では、シリコン層１１および二酸化シリコン層１２の断面積が、シリコン層１３の外径における断面積より小さいため、厚みの薄いシリコン層１１や二酸化シリコン層１２がチップ保持部１０からの応力を受けて割れるのを抑制することができる。

すなわち、シリコン層１１の側面および二酸化シリコン層１２の側面１２ａは、シリコン層１３の側面１３ａと略面一にするか、あるいはより内側にすることが割れ防止に効果的である。

また本実施の形態では、二酸化シリコン層１２の断面積は、シリコン層１１の断面積以上としたことによって、二酸化シリコン層１２の側面１２ａが露出するため、ガラス成分を溶着させやすくなる。

さらに二酸化シリコン層１２の断面積を、シリコン層１１の断面積より大きくすることによって、二酸化シリコン層１２の下面１２Ａの一部が露出する。そしてこの露出した部分にもチップ保持部１０のガラス成分を回り込ませ、溶着させることによって、接着強度を増大させることができる。

また二酸化シリコン層１２の下面１２Ａにまでガラス成分が回り込んだかどうかは外部観察により判断しやすい。したがって、高精度に二酸化シリコン層１２の側面１２ａとチップ保持部１０とを接合することができる。

さらに本実施の形態では、二酸化シリコン層１２の側面１２ａは、シリコン層１３の側面１３ａよりも表面粗度が小さい。

すなわち、二酸化シリコン層１２の側面１２ａを平滑にすることによって、チップ保持部１０との気密性を高め、結果としてリーク電流を低減することができる。そしてシリコン層１３の側面１３ａには、凹凸を形成しておくことによって、チップ保持部１０のガラス成分が入り込み、接触面積を増やし、機械的接合強度を向上させることが出来る。

なお、シリコン層１３の側面１３ａに形成された凹凸は、上記ドライエッチング工程において、エッチングを測定するガスと抑制するガスの比率等の条件を調整することによって形成することもできる。

さらに本実施の形態では、シリコン層１１の側面を湾曲面１６としたことによって、シリコン層１１の側面に溶融・付着したガラス成分がシリコン層１１の下面１１Ａ（凹部１４、導通孔１５近傍）にまで回り込むのを抑制することができる。

すなわち、湾曲面１６でガラス成分の拡散を抑制するとともにこの湾曲面１６にガラス成分を溜めることができるのである。これにより、例えば導通孔１５がガラス成分によってふさがれたり、下面１１Ａにガラス成分による凹凸が形成されたりするのを抑制することができる。

また本実施の形態では、チップ保持部１０の下端部にセンサチップ９を挿入したため、細胞１７投入側の電解槽１８Ａにおける気泡の発生を抑制することができる。これは、チップ保持部１０が親水性のガラスで形成されているためである。

なお本実施の形態では、チップ保持部１０の下端部にセンサチップ９を挿入したが、チップ保持部１０の中間部分や上端部に挿入してもよく、たとえば上端部に挿入すると、センサチップ９の下方にチップ保持部１０からなる流路が形成され、電解液の吸引がしやすくなる。

（実施の形態２）
本実施の形態と実施の形態１との主な違いは、図７に示すように、シリコン層１３の側面１３ａと二酸化シリコン層１２の側面１２ａとを略面一とした点である。すなわち本実施の形態では、二酸化シリコン層１２の水平方向における断面積は、シリコン層１３の外径における断面積と略同じになるように形成している。

これによりシリコン層１１からシリコン層１３への沿面距離が長くなり、電解槽１８Ａ、１８Ｂ間の電気的絶縁性を向上させることができ、結果としてリーク電流を低減することができ、細胞電気生理センサの検出特性を向上させることができる。

ここで、二酸化シリコン層１２の水平方向における断面積とシリコン層１３の外径における断面積とを略同じになるように形成するには、シリコン層１３をドライエッチングした後、そのマスク（図５のマスク２６）の個片化用のマスクホールを利用して二酸化シリコン層１２をエッチングする等の方法がある。

なお、図７に示す本実施の形態のように、シリコン層１１に凹部（図１の１４）及び湾曲面（図１の１６）は形成しなくてもよい。

本発明の細胞電気生理センサは、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。

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 本発明の実施の形態１における細胞電気生理センサ用デバイスの製造工程を示す断面図 同断面図 同断面図 同断面図 同断面図 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 従来の細胞電気生理センサの断面図

符号の説明

９ センサチップ
１０ チップ保持部
１１ シリコン層
１１Ａ 下面
１２ 二酸化シリコン層
１２ａ 側面
１２Ａ 下面
１３ シリコン層
１３ａ 側面
１４ 凹部
１５ 導通孔
１６ 湾曲面
１７ 細胞
１８Ａ、１８Ｂ 電解槽
１９ 樹脂基板
２０Ａ、２０Ｂ 電極
２１ シール材
２２ 圧力伝達チューブ
２３ マスク
２４ マスクホール
２５ マスクホール
２６ マスク

Claims (6)

1. センサチップと、このセンサチップの側面外周に配置されたチップ保持部とを備え、前記センサチップは導通孔を有する薄板と、この薄板上に形成された枠体とからなる細胞電気生理センサ用デバイスにおいて、
   前記センサチップの薄板は、
   第一のシリコン層と、この第一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の積層体で形成され、
   前記センサチップの枠体は、
   第二のシリコン層で形成されるとともに、
   前記チップ保持部はガラスで形成され、
   このチップ保持部と前記二酸化シリコン層側面とはガラス溶着されている細胞電気生理センサ用デバイス。
2. 前記二酸化シリコン層の水平方向における断面積は、
   前記第一のシリコン層の水平方向における断面積以上であって、
   前記第二のシリコン層の外径における水平方向断面積以下とした請求項１に記載の細胞電気生理センサ用デバイス。
3. 前記二酸化シリコン層の側面は、
   前記第二のシリコン層の外側面よりも表面粗度が小さい請求項１または２に記載の細胞電気生理センサ用デバイス。
4. 前記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。
5. 前記チップ保持部のガラス成分は、
   前記二酸化シリコン層の下面の一部にも溶着している請求項１から４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。
6. 請求項１から５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、
   前記センサチップの上方および下方に配置された電解槽と、
   これらの電解槽に注入される液体と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。

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