JP2009195107A - Cellular electrophysiological sensor - Google Patents

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浩司 牛尾
Masaya Nakatani
将也 中谷
Makoto Takahashi
誠 高橋
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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a cellular electrophysiological sensor capable of carrying out the measurement in a state of little leakage current even when the number of cells of measuring targets is increased. <P>SOLUTION: The cellular electrophysiological sensor contacting a sensor chip 4 includes: a well 1 having a first through-hole 5; a holding plate 2 having a second through-hole 6 contacted downward of the well 1; and a diaphragm 9 having a third through-hole 7 in the inside of the second through-hole 6 by contacting a passage plate 3 having a cavity 11 having an inlet opening 16 and an outlet opening 17 of fluid downward of the holding plate 2 in both the ends. The holding plate 2 is made of a glass having hydrophilicity, and the sensor chip 4 is made of silicon. A stepped part 8 is formed at a part of the second through-hole 6 of the holding plate 2, and one surface of the stepped part 8 is joined to one surface of the sensor chip 4 by glass welding. <P>COPYRIGHT: (C)2009,JPO&INPIT

Description

本発明は、細胞の活動によって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内電位あるいは細胞外電位等の細胞電気生理現象を測定するための細胞電気生理センサに関するものである。   The present invention relates to a cell electrophysiological sensor for measuring a cell electrophysiological phenomenon such as an intracellular potential or an extracellular potential used for measuring a physicochemical change generated by a cell activity.

電気生理学におけるパッチクランプ法は、細胞膜に存在するイオンチャンネルを測定する方法として知られており、このパッチクランプ法によってイオンチャンネルの様々な機能が解明されてきた。そして、イオンチャンネルの働きは細胞学において重要な関心ごとであり、これは薬剤の開発にも応用されている。   The patch clamp method in electrophysiology is known as a method for measuring an ion channel existing in a cell membrane, and various functions of the ion channel have been elucidated by this patch clamp method. And the action of ion channels is an important concern in cytology, which has also been applied to drug development.

しかし、一方でパッチクランプ法は測定技術に微細なマイクロピペットを1個の細胞に高い精度で挿入するという極めて高い能力を必要としているため、熟練作業者が必要であり、高いスループットで測定を必要とする場合には適切な方法でない。   However, on the other hand, the patch clamp method requires an extremely high ability to insert a fine micropipette into a single cell with high precision in the measurement technique, so it requires skilled workers and requires high throughput. Is not an appropriate method.

このため、微細加工技術を利用した平板型プローブの開発がなされており、これら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せず、減圧を行うだけで自動に細胞を固定・測定を行うことができ、自動化システムとして適している。   For this reason, flat-type probes using microfabrication technology have been developed, and these do not require the insertion of a micropipette for each individual cell, and can automatically fix and measure cells simply by reducing the pressure. It is suitable as an automation system.

例えば、平板のデバイスに複数の貫通孔を設け、ここに接着した細胞の連続層を含み、電極で電位依存性のイオンチャンネル活性を測定する技術を開示している(特許文献1参照)。   For example, a technique is disclosed in which a plate-like device is provided with a plurality of through-holes and includes a continuous layer of cells adhered thereto, and a voltage-dependent ion channel activity is measured with an electrode (see Patent Document 1).

また、使用時に物体がオリフィスをシールし、これによって電気的に絶縁された電極間のインピーダンスの変化によって、媒体中の物体の電気的測定を行う装置について開示している(特許文献2参照)。
特表2002−518678号公報 特表2003−527581号公報
In addition, an apparatus is disclosed in which an object seals an orifice during use, and an electrical measurement of an object in a medium is performed by a change in impedance between electrically insulated electrodes (see Patent Document 2).
JP 2002-518678 Gazette Japanese translation of PCT publication No. 2003-527581

しかしながら、前記従来の技術においては、複数の細胞の電気生理現象を一括して測定することは可能であるが、測定対象の細胞数を増加させていくとセンサチップがより多数個となり構造が複雑になるという課題があった。   However, in the conventional technique, it is possible to measure the electrophysiological phenomenon of a plurality of cells at once, but as the number of cells to be measured increases, the number of sensor chips becomes larger and the structure becomes complicated. There was a problem of becoming.

本発明は、前記従来の課題を解決するもので、測定対象の細胞数が増えた場合であっても、漏れ電流が少ない状態で高精度に測定することができる細胞電気生理センサを提供することを目的とする。   The present invention solves the above-described conventional problems, and provides a cell electrophysiological sensor capable of measuring with high accuracy in a state where leakage current is small even when the number of cells to be measured is increased. With the goal.

前記従来の課題を解決するために、本発明は、第一の貫通孔を有するウエルと、このウエルの下方に当接した第二の貫通孔を有したガラスからなる保持プレートと、この保持プレートの下方に液体の流入口と流出口を両端に備えた空洞を有した流路プレートを当接し、前記第二の貫通孔の一部に段差部を設け、前記第二の貫通孔の内部に第三の貫通孔を備えたダイアフラムを有したシリコンからなるセンサチップの一面を前記段差部に当接し、この段差部の一面と前記センサチップの一面とをガラス溶着によって接合した構成とするものである。   In order to solve the above-described conventional problems, the present invention provides a well having a first through hole, a holding plate made of glass having a second through hole in contact with the lower side of the well, and the holding plate. A flow path plate having a cavity with a liquid inlet and outlet at both ends, and a stepped portion is provided in a part of the second through hole, inside the second through hole. One surface of a sensor chip made of silicon having a diaphragm having a third through hole is brought into contact with the step portion, and one surface of the step portion and one surface of the sensor chip are joined by glass welding. is there.

本発明の細胞電気生理センサは、センサチップを保持プレートに接合する際、保持プレートの段差部の一面とセンサチップの一面とをガラス融着した構成とすることによって、生産性に優れたセンサ構造を実現できるとともに、センサチップの外形と保持プレートの貫通孔の内形とが公差などによって隙間が存在した場合であっても、確実にガラス融着を行い、高い気密性を保持して接合できることから、隙間からの液漏れによる漏れ電流を減少させることができ、高精度に測定することができる細胞電気生理センサを実現するものである。   The cell electrophysiological sensor of the present invention is a sensor structure with excellent productivity by having a structure in which one surface of the stepped portion of the holding plate and one surface of the sensor chip are fused to each other when the sensor chip is joined to the holding plate. Even if there is a gap between the outer shape of the sensor chip and the inner shape of the through hole of the holding plate due to tolerances, it is possible to reliably bond the glass and maintain high airtightness. Therefore, it is possible to reduce the leakage current due to liquid leakage from the gap, and to realize a cell electrophysiological sensor that can measure with high accuracy.

(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について、図面を参照しながら説明する。
(Embodiment 1)
Hereinafter, the cell electrophysiological sensor according to Embodiment 1 of the present invention will be described with reference to the drawings.

図1は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であり、図2は図1の要部拡大断面図である。また、図3は別の例の細胞電気生理センサの断面図であり、図4はさらに別の例の細胞電気生理センサの断面図である。   1 is a cross-sectional view of a cell electrophysiological sensor according to Embodiment 1 of the present invention, and FIG. 2 is an enlarged cross-sectional view of a main part of FIG. FIG. 3 is a cross-sectional view of another example of the cell electrophysiological sensor, and FIG. 4 is a cross-sectional view of another example of the cell electrophysiological sensor.

図1および図2において、1は樹脂よりなるウエルであり、このウエル1に細胞外液18を貯留しておくための第一の貫通孔5を形成している。この第一の貫通孔5は断面形状をテーパー状に形成しておくことによって、電解液などの液体18,19または細胞20などを効率良く投入することができる。   In FIG. 1 and FIG. 2, reference numeral 1 denotes a well made of resin, and a first through hole 5 for storing the extracellular fluid 18 is formed in the well 1. By forming the first through-hole 5 in a tapered shape in cross section, it is possible to efficiently introduce liquids 18 and 19 such as an electrolytic solution or cells 20.

また、前記ウエル1の下方には第二の貫通孔6を設けた親水性を有するガラスよりなる保持プレート2を当接しており、この保持プレート2の第二の貫通孔6の内部には、少なくとも一つの第三の貫通孔7を有したダイアフラム9を備えたシリコンよりなるセンサチップ4を配置している。   In addition, a holding plate 2 made of hydrophilic glass provided with a second through hole 6 is in contact with the lower portion of the well 1. Inside the second through hole 6 of the holding plate 2, A sensor chip 4 made of silicon provided with a diaphragm 9 having at least one third through hole 7 is arranged.

そして、前記第二の貫通孔6の一部には段差部8を設けており、この段差部8の一面と前記センサチップ4の一面とをガラス溶着によって接合した構成としていることを特徴としている。この構成によって、段差部8の寸法は高精度に規定することができ、複数の第二の貫通孔6をプレート2に形成したとしても、段差部8の一面は高精度に加工することができることからセンサチップ4の位置を高精度に配置することができる。特に、保持プレート2の一面とセンサチップ4の一面とを同一平面とする、および/または所定の寸法に均一に配置することが好ましい。   A stepped portion 8 is provided in a part of the second through-hole 6, and one surface of the stepped portion 8 and one surface of the sensor chip 4 are joined by glass welding. . With this configuration, the dimension of the stepped portion 8 can be defined with high accuracy, and even if a plurality of second through holes 6 are formed in the plate 2, one surface of the stepped portion 8 can be processed with high accuracy. Thus, the position of the sensor chip 4 can be arranged with high accuracy. In particular, it is preferable that one surface of the holding plate 2 and one surface of the sensor chip 4 are the same plane and / or are uniformly arranged in a predetermined dimension.

このように、センサチップ4の位置を第二の貫通孔6の所定の位置に高精度に決めることができるとともに、段差部8の一面とセンサチップ4の一面とをガラス融着によって接合していることから、気密性を十分に高い状態で接合した細胞電気生理センサを実現することができる。   As described above, the position of the sensor chip 4 can be determined at a predetermined position of the second through hole 6 with high accuracy, and one surface of the stepped portion 8 and one surface of the sensor chip 4 are joined by glass fusion. Therefore, a cell electrophysiological sensor joined with sufficiently high airtightness can be realized.

通常、センサチップ4と保持プレート2は個別に作製することが好ましい。しかしながら、それぞれの部品を作製する時の公差が存在することとなる。そのため、センサチップ4の外形は第二の貫通孔6の内形よりも若干小さく作製することが不可欠となる。その結果、センサチップ4の外壁面寸法と第二の貫通孔6の内壁面寸法とは数十μmの隙間を形成することがある。このような場合、センサチップ4の外壁面と第二の貫通孔6の内壁面を確実にガラス融着することが困難となってくる。これに対して、第二の貫通孔6の一部に段差部8を設けることによって、寸法公差を考慮に入れて設計したときであっても、センサチップ4を第二の貫通孔6の内部に確実に、高精度に、気密性高く固定することが可能である。   Usually, it is preferable to produce the sensor chip 4 and the holding plate 2 separately. However, there is a tolerance when manufacturing each part. Therefore, it is indispensable to make the outer shape of the sensor chip 4 slightly smaller than the inner shape of the second through hole 6. As a result, the outer wall surface dimension of the sensor chip 4 and the inner wall surface dimension of the second through hole 6 may form a gap of several tens of μm. In such a case, it becomes difficult to securely fuse the outer wall surface of the sensor chip 4 and the inner wall surface of the second through hole 6 to each other. On the other hand, by providing the step portion 8 in a part of the second through hole 6, even when the sensor chip 4 is designed in consideration of the dimensional tolerance, the sensor chip 4 is disposed inside the second through hole 6. It is possible to securely fix with high accuracy and high airtightness.

次に、このセンサチップ4はシリコンウエハをエッチング加工することによって形成することができる。例えば、シリコンウエハをエッチング加工することによってキャビティ10を形成し、その後第三の貫通孔7を形成することによって、ダイアフラム9の厚みを10〜100μm、第三の貫通孔7の開口径を1〜3μmφの寸法形状で半導体プロセスなどの微細加工技術を用いて一体的に加工することによってセンサチップ4を形成することができる。そして、この第三の貫通孔7の開口径は細胞20の大きさによって適宜選択することができる。   Next, the sensor chip 4 can be formed by etching a silicon wafer. For example, the cavity 10 is formed by etching a silicon wafer, and then the third through hole 7 is formed, whereby the thickness of the diaphragm 9 is 10 to 100 μm, and the opening diameter of the third through hole 7 is 1 to 1. The sensor chip 4 can be formed by being integrally processed using a fine processing technique such as a semiconductor process with a size of 3 μmφ. The opening diameter of the third through hole 7 can be appropriately selected depending on the size of the cell 20.

また、このセンサチップ4の作製にはSOI基板を用いることが好ましい。これによってダイフラム9の厚みを容易に高精度に加工することができる。   Further, it is preferable to use an SOI substrate for manufacturing the sensor chip 4. Thereby, the thickness of the diaphragm 9 can be easily processed with high accuracy.

なお、キャビティ10または第三の貫通孔7を形成する順序はどちらが先であっても構わない。そして、この第三の貫通孔7の直径は5μmφ以下が望ましく、細胞20を保持するために最適な大きさの穴形状となっている。   Note that the order in which the cavity 10 or the third through-hole 7 is formed may be first. The diameter of the third through-hole 7 is desirably 5 μmφ or less, and has a hole shape having an optimum size for holding the cells 20.

このように、シリコンをセンサチップ4の構成材料とすることによって、半導体プロセスを用いて効率よく高精度に作製することができるとともに、その生産設備も入手が容易である。   Thus, by using silicon as a constituent material of the sensor chip 4, it can be efficiently and accurately manufactured using a semiconductor process, and its production equipment is easily available.

さらに、前記保持プレート2の下方には、その両端に液体を流出入させるための空洞11を有した流路プレート3を当接して細胞電気生理センサを構成しており、図2に示したように第三の貫通孔7の上面に細胞20を密着保持し、この細胞20の電気生理現象を測定することができるようになっている。そして、前記空洞11には流出口17から吸引ポンプなどを用いて吸引することによって細胞内液19を充填することができる。   Furthermore, a cell electrophysiological sensor is configured below the holding plate 2 by contacting a flow path plate 3 having cavities 11 for allowing the liquid to flow in and out at both ends, as shown in FIG. In addition, the cell 20 is held in close contact with the upper surface of the third through-hole 7, and the electrophysiological phenomenon of the cell 20 can be measured. The cavity 11 can be filled with the intracellular fluid 19 by suction from the outlet 17 using a suction pump or the like.

また、ウエル1と流路プレート3は樹脂で構成しておくと生産性の観点から都合が良く、特に熱可塑性樹脂を用いることが好ましい。これにより、これらの材料は射出成型などの手段を用いることによって生産性良く、高均質な成形体を得ることができ、それぞれの接合も効率良くできる。そして、これらの熱可塑性樹脂はポリカーボネート(PC)、ポリエチレン(PE)、オレフィンポリマー、ポリメタクリル酸メチルアセテート(PMMA)のいずれか、またはこれらの組み合わせを用いることである。これらの材料は、紫外線硬化型の接着剤を用いることによって容易にガラスからなる保持プレート2と接合することができる。   Further, it is convenient from the viewpoint of productivity that the well 1 and the flow path plate 3 are made of resin, and it is particularly preferable to use a thermoplastic resin. Accordingly, these materials can be produced with high productivity by using means such as injection molding, and a highly homogeneous molded body can be obtained. And these thermoplastic resins are using any of polycarbonate (PC), polyethylene (PE), an olefin polymer, polymethyl methacrylate acetate (PMMA), or these combination. These materials can be easily joined to the holding plate 2 made of glass by using an ultraviolet curable adhesive.

さらに好ましくは、これら熱可塑性樹脂が環状オレフィンポリマー、線状オレフィンポリマー、またはこれらが重合した環状オレフィンコポリマー、またはポリエチレン(PE)からなる熱可塑性樹脂が作業性、製造コスト、材料の入手性の観点から好ましい。特に、環状オレフィンコポリマーは透明性、アルカリ・酸などの無機系薬剤に対する耐性が強く、生産性、および使用環境に適している。また、これらの材料は紫外線を透過させることができるため、紫外線硬化型の接着剤を用いることができ、生産性において効果を発揮する。   More preferably, the thermoplastic resin is a cyclic olefin polymer, a linear olefin polymer, a cyclic olefin copolymer obtained by polymerizing them, or a thermoplastic resin made of polyethylene (PE). From the viewpoint of workability, production cost, and availability of materials. To preferred. In particular, the cyclic olefin copolymer is highly transparent and highly resistant to inorganic chemicals such as alkalis and acids, and is suitable for productivity and use environment. In addition, since these materials can transmit ultraviolet rays, an ultraviolet curable adhesive can be used, which is effective in productivity.

このように、センサチップ4と、保持プレート2を別々に作製しておき、この保持プレート2の第二の貫通孔6の一部に形成した段差部8の一面にセンサチップ4の一面を接合するように、はめ込むことによって高精度に効率よく細胞電気生理センサを作製することができる。   In this way, the sensor chip 4 and the holding plate 2 are prepared separately, and one surface of the sensor chip 4 is bonded to one surface of the step portion 8 formed in a part of the second through hole 6 of the holding plate 2. Thus, the cell electrophysiological sensor can be produced with high accuracy and efficiency by fitting.

なお、少なくとも段差部8の一面とセンサチップ4の一面がガラス融着によって接合されていれば良く、加えてセンサチップ4の外壁面と第二の貫通孔6の内壁面とがガラス融着によって接合することも可能である。これによって、さらに気密性の高い細胞電気生理センサとすることができる。   It is sufficient that at least one surface of the stepped portion 8 and one surface of the sensor chip 4 are joined by glass fusion, and in addition, the outer wall surface of the sensor chip 4 and the inner wall surface of the second through-hole 6 are fused by glass fusion. It is also possible to join. As a result, a cell electrophysiological sensor with higher airtightness can be obtained.

これに対して、例えば保持プレート2をシリコン基板から一体的に作製した場合、コストもかかり、歩留まりも悪くなるとともに、一部のセンサチップ4に不良が生じた場合であっても、リペア性も有しない構成となる。   On the other hand, for example, when the holding plate 2 is integrally manufactured from a silicon substrate, the cost is increased, the yield is deteriorated, and even if some of the sensor chips 4 are defective, the repair property is also improved. It becomes the composition which does not have.

また、保持プレート2を樹脂で形成し、シリコンで形成したセンサチップ4を直接第二の貫通孔6の内部へ挿入固着した場合、前記センサチップ4は微小形状であることからその取り扱いが難しく、プレート2に形成した微小形状の第二の貫通孔6の内部へセンサチップ4を挿入する際、乾燥状態で行うと静電気などの影響でセンサチップ4をうまく所定の位置へ挿入して固定することが難しかった。   Further, when the holding plate 2 is formed of resin and the sensor chip 4 formed of silicon is inserted and fixed directly into the second through-hole 6, the sensor chip 4 has a minute shape and is difficult to handle. When the sensor chip 4 is inserted into the minute second through-hole 6 formed in the plate 2, the sensor chip 4 can be successfully inserted into a predetermined position and fixed under the influence of static electricity or the like when it is dry. It was difficult.

前記課題を解決するために、センサチップ4を純水などに浸漬しておき、その状態で第二の貫通孔6へ挿入すると、センサチップ4の水の表面張力の作用によるセルフアライメント性を利用することによって、非常に効率良くセンサチップ4の挿入作業ができることが分かった。そのため、微細加工によって作製したセンサチップ4は酸、アルカリなどの化学処理、あるいはプラズマ、UVなどの物理処理による表面の清浄化処理を行った後、親水性を保持しておくために純水中へ浸漬しておくことが好ましい。   In order to solve the above-described problem, when the sensor chip 4 is immersed in pure water or the like and inserted into the second through hole 6 in that state, the self-alignment property due to the surface tension of the water of the sensor chip 4 is used. As a result, it was found that the sensor chip 4 can be inserted very efficiently. For this reason, the sensor chip 4 manufactured by microfabrication is subjected to chemical treatment such as acid and alkali, or surface cleaning treatment by physical treatment such as plasma and UV, and then pure water is used to maintain hydrophilicity. It is preferable to immerse in.

そして、保持プレート2の第二の貫通孔6の内部へ挿入して組み立てる直前に、センサチップ4を純水中より取り出し、第二の貫通孔6の入り口へセンサチップ4の一部を挿入する。   The sensor chip 4 is taken out from the pure water just before being inserted into the second through hole 6 of the holding plate 2 and assembled, and a part of the sensor chip 4 is inserted into the entrance of the second through hole 6. .

このとき、センサチップ4の表面とキャビティ10の内部には純水が十分に付着充填した状態とし、第二の貫通孔6の内壁面は親水性を有したガラスを用いて形成しておくことにより、このセンサチップ4は水の表面張力の作用によって図2に示した位置に均一にセルフアライメントすることを見いだした。   At this time, the surface of the sensor chip 4 and the inside of the cavity 10 are sufficiently filled with pure water, and the inner wall surface of the second through-hole 6 is formed using hydrophilic glass. Thus, the sensor chip 4 was found to be self-aligned uniformly at the position shown in FIG. 2 by the action of the surface tension of water.

この作用を利用することによって、簡単にセンサチップ4の配置を均一に配置することが可能となっている。特に、マトリックス状に第二の貫通孔6を配置した複数のセンサチップ4を有する細胞電気生理センサを生産するときに非常に効率的に第二の貫通孔6の一部に形成した段差部8の位置へセンサチップ4を配置することができる。これによって、複数のセンサチップ4を保持プレート2の所定の位置へ高精度に配置させることができる。   By utilizing this action, it is possible to easily arrange the sensor chips 4 uniformly. In particular, when producing a cell electrophysiological sensor having a plurality of sensor chips 4 in which the second through-holes 6 are arranged in a matrix, a step 8 formed in a part of the second through-hole 6 very efficiently. The sensor chip 4 can be arranged at the position. As a result, the plurality of sensor chips 4 can be arranged at predetermined positions on the holding plate 2 with high accuracy.

なお、センサチップ4の方向によるセルフアライメントの影響は無く、ダイアフラム9の面が上下いずれの面を向いていたとしても、センサチップ4は保持プレート2の一平面に沿うようにセルフアライメントすることが分かっている。   Note that there is no influence of self-alignment due to the direction of the sensor chip 4, and the sensor chip 4 can be self-aligned along one plane of the holding plate 2 even if the surface of the diaphragm 9 faces either the upper or lower surface. I know it.

これに対して、乾燥した状態でセンサチップ4を第二の貫通孔6の内部へ挿入する従来の方法では、静電気などによってセンサチップ4が飛散させられてしまうことがあり、作業性があまり良くなく、挿入したセンサチップ4の挿入位置もばらつきがあり、整列配置に多くの時間を要していた。   On the other hand, in the conventional method in which the sensor chip 4 is inserted into the second through hole 6 in a dry state, the sensor chip 4 may be scattered due to static electricity or the like, and the workability is very good. In addition, the insertion position of the inserted sensor chip 4 also varies, and a lot of time is required for alignment.

また、親水性を高めるためには保持プレート2を構成するガラス組成に二酸化ケイ素を含んでいることが好ましい。   Moreover, in order to improve hydrophilicity, it is preferable that the glass composition which comprises the holding | maintenance plate 2 contains silicon dioxide.

その後、センサチップ4の一面と第二の貫通孔6の一部に設けた断差部8の一面とを接触させるように水平を保持した状態で載置した後、そのままの状態で熱処理炉などへ入れて加熱処理を行う。   Then, after mounting in a state where the level is maintained so that one surface of the sensor chip 4 and one surface of the cut portion 8 provided in a part of the second through-hole 6 are brought into contact with each other, a heat treatment furnace or the like is left as it is. And heat treatment.

加熱の方法として、約100℃にて付着した水を乾燥させた後、ガラスが溶着する所定の温度まで加熱し、断差部8の一面とセンサチップ4の一面とをガラス溶着によって接合することができる。この場合、保持プレート2を構成している段差部8の一面が溶融し、センサチップ4の一面が溶着する。これによって、生産性の高い細胞電気生理センサを実現することができる。   As a heating method, after water attached at about 100 ° C. is dried, it is heated to a predetermined temperature at which the glass is welded, and one surface of the cut portion 8 and one surface of the sensor chip 4 are joined by glass welding. Can do. In this case, one surface of the stepped portion 8 constituting the holding plate 2 is melted, and one surface of the sensor chip 4 is welded. Thereby, a highly productive cell electrophysiological sensor can be realized.

このとき、第二の貫通孔6の内壁面とセンサチップ4の外壁面が接触した箇所でも同時にガラス融着が起こり、より確実な接合を実現するこができる。   At this time, glass fusion occurs simultaneously at the place where the inner wall surface of the second through-hole 6 and the outer wall surface of the sensor chip 4 are in contact with each other, so that more reliable bonding can be realized.

なお、熱処理炉を用いた例について説明してきたが、ヒータなどによる局部加熱、あるいは近赤外レーザなどによる局部加熱などによってセンサチップ4の近傍のみを加熱することによって溶着することも可能である。これによって、保持プレート2の熱処理による寸法変化あるいはプレートの反りなどを防止することができる。   Although an example using a heat treatment furnace has been described, it is possible to perform welding by heating only the vicinity of the sensor chip 4 by local heating using a heater or the like, or local heating using a near infrared laser or the like. As a result, it is possible to prevent dimensional changes due to heat treatment of the holding plate 2 or plate warpage.

また、接合性、作業温度および信頼性の観点から、例えば保持プレート2をホウケイ酸ガラス(コーニング;#7052、#7056)、またはホウケイ酸鉛ガラス(#8161)などを用いることが好ましい。   Further, from the viewpoint of bondability, working temperature, and reliability, for example, it is preferable to use borosilicate glass (Corning; # 7052, # 7056), lead borosilicate glass (# 8161), or the like for the holding plate 2.

そして、本実施の形態1における第二の貫通孔6の内壁面は親水性を有していることが重要である。   And it is important that the inner wall surface of the 2nd through-hole 6 in this Embodiment 1 has hydrophilicity.

また、センサチップ4と保持プレート2を接合するために都合の良い温度はガラスの軟化点以上とすることが好ましく、500〜900℃の範囲であることがより望ましい。500℃より低いガラスを保持プレート2に用いると強度が不十分であり、900℃を越えると作業性が悪くなるからである。   Moreover, it is preferable that the temperature convenient for joining the sensor chip 4 and the holding plate 2 is equal to or higher than the softening point of the glass, and more preferably in the range of 500 to 900 ° C. This is because if glass lower than 500 ° C. is used for the holding plate 2, the strength is insufficient, and if it exceeds 900 ° C., workability deteriorates.

また、親水性を付与するために第二の貫通孔6の内壁面を化学的、あるいは物理的な処理を行って親水性を高めておいても良い。あるいは、さらに親水性を高めるための親水性膜などを形成することによっても、よりその効果を高めることができる。   In order to impart hydrophilicity, the inner wall surface of the second through-hole 6 may be chemically or physically treated to increase the hydrophilicity. Alternatively, the effect can be further enhanced by forming a hydrophilic film or the like for further enhancing the hydrophilicity.

さらに、別の親水性を付与する方法としては、酸素プラズマによる炭素化合物の除去、紫外線照射による有機物の分解除去、あるいは硫酸、過酸化水素などによる湿式処理などによる炭素原子を含む有機物質の分解除去が非常に効果的であり、生産性にも優れている。   Furthermore, as another method for imparting hydrophilicity, the removal of carbon compounds by oxygen plasma, the decomposition and removal of organic substances by ultraviolet irradiation, or the decomposition and removal of organic substances containing carbon atoms by wet treatment with sulfuric acid, hydrogen peroxide, etc. Is very effective and has excellent productivity.

そして、少なくとも第二の貫通孔6の内壁面の親水性は、接触角表示で10度以下が好ましい。その接触角とは、固体表面の上に純水などの液滴を乗せ,平衡になった状態で、液滴表面と固体表面のなす角度をいう。その測定方法は一般的にθ/2法を用いることができる。その方法は液滴の左右端点と頂点を結ぶ直線の、固体表面に対する角度から接触角を求めることができる。または、分度器などを用いて測ることも可能である。   The hydrophilicity of at least the inner wall surface of the second through-hole 6 is preferably 10 degrees or less in terms of contact angle. The contact angle refers to an angle formed between the droplet surface and the solid surface in a state where a droplet such as pure water is placed on the solid surface and is in equilibrium. The measurement method can generally use the θ / 2 method. In this method, the contact angle can be obtained from the angle of the straight line connecting the left and right end points and the vertex of the droplet with respect to the solid surface. Alternatively, it can be measured using a protractor.

また、図1に示すように第一の電極14と第二の電極15を設けているが、これらの電極14,15は細胞の電気生理現象によって発生する電気的指標、例えば電位、電流などを測定するためのものであるが、これらの形状、材質は特に限定するものではない。   In addition, as shown in FIG. 1, a first electrode 14 and a second electrode 15 are provided. These electrodes 14 and 15 are used for indicating an electrical index generated by an electrophysiological phenomenon of a cell, such as a potential and a current. Although it is for measuring, these shapes and materials are not particularly limited.

次に、本発明の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簡単に述べる。   Next, a method for measuring cell electrophysiological activity using the cell electrophysiological sensor of the present invention will be briefly described.

まず、ウエル1に細胞外液18を充填し、細胞内液19をウエル1の流入口16から流出口17にかけて吸引することで空洞11に充填する。ここで、細胞外液18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り、細胞内液19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。この状態で、ウエル1の内部に設置した第一の電極14と空洞11の内部に設置した第二の電極15との間で、100kΩ〜10MΩ程度の導通抵抗値を観測することができる。これは細胞内液19あるいは細胞外液18が浸透し、第一の電極14と第二の電極15の間で電気回路が形成されるからである。 First, the extracellular fluid 18 is filled in the well 1, and the intracellular fluid 19 is sucked from the inlet 16 to the outlet 17 of the well 1 to fill the cavity 11. Here, the extracellular fluid 18 is an electrolytic solution to which about 4 mM of K + ions, about 145 mM of Na + ions, and about 123 mM of Cl ions are added. The intracellular fluid 19 is, for example, a mammalian muscle cell. Typically, it is an electrolyte solution to which K + ions are added at about 155 mM, Na + ions at about 12 mM, and Cl ions at about 4.2 mM. In this state, a conduction resistance value of about 100 kΩ to 10 MΩ can be observed between the first electrode 14 installed inside the well 1 and the second electrode 15 installed inside the cavity 11. This is because the intracellular fluid 19 or the extracellular fluid 18 penetrates and an electric circuit is formed between the first electrode 14 and the second electrode 15.

次にウエル1側から細胞20を投入する。その後、ウエル1の流入口16または流出口17の一方を減圧すると、細胞20は第三の貫通孔7に引き付けられ、一個の細胞20が第三の貫通孔7を塞ぐことによって、ウエル1側と空洞11側の電気抵抗がGΩ以上の十分に高い状態となる(この状態をギガシールと呼ぶ)。このギガシールの状態において、細胞20の電気生理活動によって細胞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高精度な測定が可能となる。   Next, the cells 20 are introduced from the well 1 side. Thereafter, when one of the inlet 16 or the outlet 17 of the well 1 is depressurized, the cells 20 are attracted to the third through-hole 7, and one cell 20 closes the third through-hole 7. As a result, the electric resistance on the cavity 11 side is in a sufficiently high state of GΩ or more (this state is referred to as a giga seal). In this giga-seal state, when the potential inside and outside the cell changes due to the electrophysiological activity of the cell 20, highly accurate measurement is possible even with a slight potential difference or current.

以上のように構成した細胞電気生理センサについて、以下にその製造方法を説明する。   The manufacturing method of the cell electrophysiological sensor configured as described above will be described below.

まず始めに、センサチップ4はフォトリソグラフィー、ドライエッチング等の半導体加工技術を用いて、シリコンウエハなどからダイアフラム9を形成した後、このダイアフラム9に第三の貫通孔7を形成する。そして、個片化することによって一括して多数のセンサチップ4を作製することができる。   First, the sensor chip 4 forms a diaphragm 9 from a silicon wafer or the like by using a semiconductor processing technique such as photolithography and dry etching, and then forms a third through hole 7 in the diaphragm 9. A large number of sensor chips 4 can be manufactured collectively by dividing into individual pieces.

その後、必要に応じて親水性を高めるために、酸素の介在した雰囲気中でのシリコンの熱酸化処理、あるいはCVD、スパッタ法などの薄膜プロセスを用いてシリコン化合物を成膜して親水性を高めることも可能である。その後、このセンサチップ4を純水中に浸漬して保管する。   Thereafter, in order to increase the hydrophilicity as necessary, the silicon compound is formed using a thin film process such as thermal oxidation of silicon in an oxygen-mediated atmosphere or CVD or sputtering to increase the hydrophilicity. It is also possible. Thereafter, the sensor chip 4 is immersed in pure water and stored.

一方、保持プレート2は、厚みが0.75mmのホウケイ酸ガラスを準備し、その後、例えばエッチング加工によって穴開けを行い、段差部8を有した第二の貫通孔6を形成する。この段差部8を有した第二の貫通孔6の形成方法としては、保持プレート2の一面より第二の貫通孔6を貫通させないように所定の寸法までエッチングなどによって形成し、その後保持プレート2の他面側より第二の貫通孔6よりも小さな内形を有するエッチング加工を行うことによって、段差部8を有した第二の貫通孔6を形成することができる。   On the other hand, for the holding plate 2, borosilicate glass having a thickness of 0.75 mm is prepared, and thereafter, for example, etching is performed to form the second through-hole 6 having the stepped portion 8. As a method of forming the second through-hole 6 having the stepped portion 8, it is formed by etching or the like up to a predetermined dimension so as not to penetrate the second through-hole 6 from one surface of the holding plate 2, and then the holding plate 2 By performing an etching process having an inner shape smaller than that of the second through hole 6 from the other surface side, the second through hole 6 having the stepped portion 8 can be formed.

また、別の方法として、二枚のガラスプレートを準備し、それぞれのガラスプレートに所定の穴あけ加工を行った後、二枚のガラスプレートを位置決めしながら貼り合わせることによっても、同様の形状を有した保持プレート2を作製することができる。   Another method is to prepare the same shape by preparing two glass plates, performing predetermined drilling on each glass plate, and then bonding the two glass plates while positioning them. The holding plate 2 can be manufactured.

その後、必要に応じて第二の貫通孔6の内壁面の親水性を確認し、保持プレート2を水平に保持した後、前記純水中に保管していたセンサチップ4を取り出し、センサチップ4に純水が付着した状態で、保持プレート2の上面から第二の貫通孔6の入り口へセンサチップ4の一部を挿入する。挿入されたセンサチップ4は純水の表面張力の相互作用によって、所定の位置にセルフアライメントによって静置する。   Thereafter, if necessary, the hydrophilicity of the inner wall surface of the second through hole 6 is confirmed, the holding plate 2 is held horizontally, the sensor chip 4 stored in the pure water is taken out, and the sensor chip 4 is taken out. A part of the sensor chip 4 is inserted from the upper surface of the holding plate 2 to the entrance of the second through-hole 6 in a state where the pure water is attached thereto. The inserted sensor chip 4 is left at a predetermined position by self-alignment by the interaction of the surface tension of pure water.

なお、センサチップ4を挿入する方向として上下の位置関係を反転させた状態でも同様のようにセルフアライメントすることを確認している。また、セルフアライメントする位置は下から挿入した場合には、保持プレート2の下面側でセルフアライメントすることも確認している。   It has been confirmed that self-alignment is performed in the same manner even when the vertical positional relationship is reversed in the direction in which the sensor chip 4 is inserted. It has also been confirmed that self-alignment is performed on the lower surface side of the holding plate 2 when the self-alignment position is inserted from below.

その後、保持プレート2を水平状態に保持して、段差部8の一面とセンサチップ4の一面とが接触するように固定する。   Thereafter, the holding plate 2 is held in a horizontal state and fixed so that one surface of the stepped portion 8 and one surface of the sensor chip 4 are in contact with each other.

このような配置をしたまま、熱処理炉へ入れ、加熱する。この加熱の方法は適宜最適な条件を設定することができるが、特に乾燥させるための熱処理条件とガラスによって溶着接合するための熱処理条件とが重要である。この乾燥処理と溶着接合処理は一括して行うことが好ましい。一括して行うことによって、センサチップ4の動きを抑制することができる。   With such an arrangement, it is placed in a heat treatment furnace and heated. Optimum conditions can be set as appropriate for this heating method. In particular, heat treatment conditions for drying and heat treatment conditions for welding with glass are important. It is preferable that the drying process and the welding process are performed at once. By performing all at once, the movement of the sensor chip 4 can be suppressed.

そして、乾燥させるための熱処理条件としては80〜120℃の範囲が好ましい。また、前記ホウケイ酸ガラス(コーニング;#7052、#7056)を用いた場合の溶着による接合温度としては700〜750℃の条件が好ましい。   And as heat processing conditions for making it dry, the range of 80-120 degreeC is preferable. Moreover, as a joining temperature by welding at the time of using the said borosilicate glass (Corning; # 7052, # 7056), the conditions of 700-750 degreeC are preferable.

一例として、溶着温度は718℃で10秒以下の熱処理条件によってガラス融着を行うことができた。   As an example, the glass could be fused under a heat treatment condition of 718 ° C. and 10 seconds or less.

その後、薄膜技術、めっき技術などによって配線パターンを形成し、さらにAgとAgClを混合した電極をディスペンスまたはスクリーン印刷等の手法により第一の電極14と第二の電極15を形成する。なお、エッチング加工などによる穴開けと、電極形成の工程順序は違っていてもよい。   Thereafter, a wiring pattern is formed by a thin film technique, a plating technique, etc., and further, a first electrode 14 and a second electrode 15 are formed by a technique such as dispensing or screen printing using a mixture of Ag and AgCl. It should be noted that the process sequence of forming holes by etching or the like and the electrode forming process may be different.

次に、ウエル1と流路プレート3はアクリル樹脂などを用いて射出成型などによって作製し、図1に示したような形状を有する構成とすることができる。   Next, the well 1 and the flow path plate 3 can be manufactured by injection molding using an acrylic resin or the like to have a shape as shown in FIG.

次に、保持プレート2とウエル1の接合を行う。この接合の方法としては紫外線硬化型接着剤による接合が好ましい。   Next, the holding plate 2 and the well 1 are joined. As a joining method, joining with an ultraviolet curable adhesive is preferable.

その後、流路プレート3の接合を行い、図1に示すような細胞電気生理センサを作製することができる。   Thereafter, the flow path plate 3 is joined, and a cell electrophysiological sensor as shown in FIG. 1 can be produced.

なお、保持プレート2と流路プレート3を同時に保持プレート2に一括して接合することも可能であり、いずれかの方法を適宜採用することができる。   Note that the holding plate 2 and the flow path plate 3 can be joined to the holding plate 2 at the same time, and any one of the methods can be appropriately employed.

そして、前記接着剤は紫外線硬化型の接着剤を用いることが好ましく、保持プレート2を紫外線光が透過するガラスとすることによって、いずれの方向からでも紫外線を照射し、紫外線硬化型樹脂を用いて接合することが可能となり、紫外線照射時に確実に接着剤を硬化させることができ、確実に保持プレート2と、ウエル1あるいは流路プレート3との接合を行うことによって液漏れの少ない構造を実現することができ、これによって細胞20の測定を確実に行うことができる細胞電気生理センサを実現することができる。   The adhesive is preferably an ultraviolet curable adhesive, and the holding plate 2 is made of glass that transmits ultraviolet light, so that the ultraviolet rays are irradiated from any direction, and an ultraviolet curable resin is used. It becomes possible to bond, the adhesive can be reliably cured at the time of ultraviolet irradiation, and a structure with little liquid leakage is realized by reliably bonding the holding plate 2 to the well 1 or the flow path plate 3. Thus, a cell electrophysiological sensor capable of reliably measuring the cell 20 can be realized.

次に、図3を用いて、別の例の細胞電気生理センサの構成と接合方法について説明する。図3に示した細胞電気生理センサは、段差部8の一面とセンサチップ4の一面との接合を保持プレート2の溶着温度よりも低い温度で溶着することができるガラスを用いて溶着する方法で作成したセンサ構造を示しているものである。図3に示すように、あらかじめ段差部8の一面に保持プレート2の溶着温度より低い温度で溶着するガラス層12を形成しておき、センサチップ4を配置した後熱処理を行い、ガラス層12を溶着させて段差部8の一面とセンサチップ4の一面を接合するものである。このガラス層12の形成は、あらかじめガラス粉末を段差部8の一面に塗布することによって形成することができる。また、別の方法としては、センサチップ4の一面に薄膜プロセスを用いてガラス層12を形成しておくなどの方法を用いることができる。このような構成とすることによって、保持プレート2に対する反り、変形などの熱ダメージを低減することができる。   Next, the configuration and joining method of another example of a cell electrophysiological sensor will be described with reference to FIG. The cell electrophysiological sensor shown in FIG. 3 is a method of welding using glass capable of welding the one surface of the stepped portion 8 and one surface of the sensor chip 4 at a temperature lower than the welding temperature of the holding plate 2. The created sensor structure is shown. As shown in FIG. 3, a glass layer 12 to be welded at a temperature lower than the welding temperature of the holding plate 2 is formed in advance on one surface of the stepped portion 8, and after the sensor chip 4 is disposed, heat treatment is performed, One surface of the stepped portion 8 and one surface of the sensor chip 4 are joined by welding. The glass layer 12 can be formed by applying glass powder to one surface of the stepped portion 8 in advance. As another method, a method of forming the glass layer 12 on one surface of the sensor chip 4 using a thin film process can be used. By adopting such a configuration, thermal damage such as warpage and deformation of the holding plate 2 can be reduced.

さらに、図4を用いてさらに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に示したように、段差部8の一面とセンサチップ4の一面を融着して接合することに加え、第二の貫通孔6の内壁面とセンサチップ4の外壁面もガラス溶着した構成を示している。これによって、センサチップ4の接合をより完全なものとすることができる。この場合、段差部8の一面とセンサチップ4の一面とをガラス層12によって融着することに加え、センサチップ4の外壁面と第二の貫通孔6の内壁面をガラス層21によって融着した構成としたものである。これによって、さらに気密性に優れた細胞電気生理センサを実現することができる。   Further, the configuration of another example of the cell electrophysiological sensor will be described with reference to FIG. As shown in FIG. 4, in addition to fusing and joining one surface of the stepped portion 8 and one surface of the sensor chip 4, the inner wall surface of the second through hole 6 and the outer wall surface of the sensor chip 4 were also glass-welded. The configuration is shown. As a result, the sensor chip 4 can be more completely joined. In this case, in addition to fusing one surface of the step 8 and one surface of the sensor chip 4 with the glass layer 12, the outer wall surface of the sensor chip 4 and the inner wall surface of the second through-hole 6 are fused with the glass layer 21. The configuration is as follows. Thereby, it is possible to realize a cell electrophysiological sensor having further excellent airtightness.

この場合、センサチップ4の外壁面の寸法を第二の貫通孔6の内壁面の寸法よりも若干小さな形状に設計しておき、センサチップ4の外壁面または第二の貫通孔6の内壁面にガラス層21を塗布あるいは薄膜形成で製膜した後、センサチップ4を第二の貫通孔6の内部に配置した後、加熱処理することによって一括してガラス融着することができる。これによって、より気密性に優れた細胞電気生理センサを実現することができる。このとき、ガラス層21のガラス材料を流動性に優れたガラスを用いることによりガラスの封止性を高めることができる。   In this case, the dimension of the outer wall surface of the sensor chip 4 is designed to be slightly smaller than the dimension of the inner wall surface of the second through-hole 6, and the outer wall surface of the sensor chip 4 or the inner wall surface of the second through-hole 6 is designed. Then, after the glass layer 21 is formed by coating or thin film formation, the sensor chip 4 is placed inside the second through hole 6 and then heat-treated, so that the glass can be fused together. As a result, a cell electrophysiological sensor with better airtightness can be realized. At this time, the sealing property of glass can be improved by using the glass material of the glass layer 21 which was excellent in fluidity | liquidity.

本発明の細胞電気生理センサは、複数の細胞を一括して効率よく測定できる細胞の電気生理現象の測定に有用である。   The cell electrophysiological sensor of the present invention is useful for measuring the electrophysiological phenomenon of a cell that can efficiently measure a plurality of cells collectively.

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Sectional drawing of the cell electrophysiological sensor in Embodiment 1 of this invention 同要部拡大断面図Enlarged sectional view of the main part 同別の例の細胞電気生理センサの断面図Sectional view of another example of cellular electrophysiological sensor 同更に別の例の細胞電気生理センサの断面図Sectional view of another example of cellular electrophysiological sensor

符号の説明Explanation of symbols

1 ウエル
2 保持プレート
3 流路プレート
4 センサチップ
5 第一の貫通孔
6 第二の貫通孔
7 第三の貫通孔
8 段差部
9 ダイアフラム
10 キャビティ
11 空洞
12 ガラス層
14 第一の電極
15 第二の電極
16 流入口
17 流出口
18 細胞外液
19 細胞内液
20 細胞
21 ガラス層
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Well 2 Holding plate 3 Flow path plate 4 Sensor chip 5 1st through-hole 6 2nd through-hole 7 3rd through-hole 8 Step part 9 Diaphragm 10 Cavity 11 Cavity 12 Glass layer 14 1st electrode 15 2nd Electrode 16 Inlet 17 Outlet 18 Extracellular fluid 19 Intracellular fluid 20 Cell 21 Glass layer

Claims (10)

第一の貫通孔を有するウエルと、このウエルの下方に当接した第二の貫通孔を有した保持プレートと、この保持プレートの下方に液体の流入口と流出口を両端に備えた空洞を有した流路プレートを当接し、前記第二の貫通孔の内部に第三の貫通孔を備えたダイアフラムを有したセンサチップを当接した細胞電気生理センサであって、前記保持プレートを親水性を有するガラスとし、センサチップをシリコンとし、前記第二の貫通孔の一部に段差部を設け、この段差部の一面と前記センサチップの一面とをガラス溶着によって接合した細胞電気生理センサ。 A well having a first through-hole, a holding plate having a second through-hole abutting below the well, and a cavity having a liquid inlet and outlet at both ends below the holding plate. A cell electrophysiological sensor in contact with a sensor chip having a diaphragm having a third through-hole in the second through-hole, wherein the holding plate is hydrophilic A cell electrophysiological sensor in which a sensor chip is made of silicon, a step portion is provided in a part of the second through-hole, and one surface of the step portion and one surface of the sensor chip are joined by glass welding. 段差部の一面とセンサチップの一面を保持プレートよりも低軟化点のガラスを介して接合した請求項1に記載の細胞電気生理センサ。 The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein one surface of the stepped portion and one surface of the sensor chip are joined via glass having a softening point lower than that of the holding plate. 段差部の開口径とセンサチップの開口径を同じ大きさとした請求項1に記載の細胞電気生理センサ。 The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the opening diameter of the step portion and the opening diameter of the sensor chip are the same. 保持プレートのガラスを、二酸化ケイ素を含むガラスとした請求項1に記載の細胞電気生理センサ。 The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the glass of the holding plate is glass containing silicon dioxide. ガラスの軟化点を500〜900℃とした請求項4に記載の細胞電気生理センサ。 The cell electrophysiological sensor according to claim 4, wherein the glass has a softening point of 500 to 900 ° C. ガラスを、ホウケイ酸ガラス、アルミノケイ酸塩ガラス、またはホウケイ酸鉛ガラスとした請求項5に記載の細胞電気生理センサ。 The cell electrophysiological sensor according to claim 5, wherein the glass is borosilicate glass, aluminosilicate glass, or lead borosilicate glass. ガラスを、紫外線を透過するガラスとした請求項1に記載の細胞電気生理センサ。 The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the glass is glass that transmits ultraviolet rays. ガラスと水との接触角を10度以下とした請求項1に記載の細胞電気生理センサ。 The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein a contact angle between glass and water is 10 degrees or less. ウエル、および/または流路プレートを環状オレフィンポリマー、線状オレフィンポリマー、またはこれらが共重合した環状オレフィンコポリマー、またはポリエチレンからなる材料から選択される請求項1に記載の細胞電気生理センサ。 The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the well and / or the flow path plate is selected from a material comprising a cyclic olefin polymer, a linear olefin polymer, a cyclic olefin copolymer obtained by copolymerization thereof, or polyethylene. ウエルとガラス、および/または流路プレートとガラスの接合を紫外線硬化型樹脂にて接合した請求項1に記載の細胞電気生理センサ。 The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the well and the glass and / or the flow path plate and the glass are joined with an ultraviolet curable resin.
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