JP2009198180A

JP2009198180A - Sensor chip for cell electrophysiologic sensor and cell electrophysiologic sensor using it

Info

Publication number: JP2009198180A
Application number: JP2008036821A
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: 2008-02-19
Filing date: 2008-02-19
Publication date: 2009-09-03

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To enhance the measuring the accuracy of a cell electrophysiologic sensor. <P>SOLUTION: The cell electrophysiologic sensor is equipped with a cell-holding plate 13, having a through-hole 22 and keep a groove 24 located in the outer periphery of the through-hole 22, in at least either the upper or under surface of the cell holding plate 13. Accordingly, with this constitution, dust can be dispersed even to the groove 24, and as a result, the measuring precision of the cell electrophysiologic sensor can be enhanced. <P>COPYRIGHT: (C)2009,JPO&INPIT

Description

本発明は細胞電気生理センサ用センサチップとこれを用いた細胞電気生理センサに関する。 The present invention relates to a sensor chip for a cell electrophysiological sensor and a cell electrophysiological sensor using the sensor chip.

図１０に示すように従来の細胞電気生理センサは、センサチップ１と、このセンサチップ１側面を支持する保持プレート２と、この保持プレート２およびセンサチップ１の上方及び下方にそれぞれ配置された電解槽３、４と、これらの電解槽３、４内にそれぞれ配置された電極５、６とを備え、センサチップ１は導通孔７を有する細胞保持板８を有している。 As shown in FIG. 10, the conventional cell electrophysiological sensor includes a sensor chip 1, a holding plate 2 that supports the side surface of the sensor chip 1, and electrolysis arranged above and below the holding plate 2 and the sensor chip 1, respectively. The sensor chip 1 includes a cell holding plate 8 having a conduction hole 7. The sensor chip 1 includes tanks 3 and 4 and electrodes 5 and 6 disposed in the electrolytic tanks 3 and 4, respectively.

この細胞電気生理センサは、上方の電解槽３に細胞９と電解液とを注入し、また下方の電解槽４に電解液を充填し、その後この下方の電解槽４内の電解液を吸引等することにより、導通孔７の開口部に細胞９を捕捉することができる。そして電極５、６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。 In this cell electrophysiological sensor, cells 9 and an electrolytic solution are injected into an upper electrolytic cell 3, and an electrolytic solution is filled in a lower electrolytic cell 4, and then the electrolytic solution in the lower electrolytic cell 4 is sucked. By doing so, the cells 9 can be captured at the opening of the conduction hole 7. Then, by measuring the potential difference between the electrodes 5 and 6, it is possible to measure a potential change inside or outside the cell 9 when the cell 9 is active, or a physicochemical change caused by the activity of the cell 9.

ここで上記のセンサチップ１は、ドライエッチング等で導通孔７が形成され、次にアルコールや水などの液体で洗浄され、その後乾燥工程を経て保持プレート２に実装されている。 Here, the sensor chip 1 is formed with a conduction hole 7 by dry etching or the like, then washed with a liquid such as alcohol or water, and then mounted on the holding plate 2 through a drying process.

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が挙げられる。
特開２００７−０１０４３０号公報 In addition, the following patent document is mentioned as what discloses the example similar to the said cell electrophysiological sensor.
JP 2007-010430 A

従来の細胞電気生理センサ用センサチップ１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。 The conventional sensor chip 1 for a cell electrophysiological sensor has a problem that the measurement accuracy of the cell electrophysiological sensor is low.

その理由は、導通孔７内にダスト１０が溜まるからである。 The reason is that dust 10 accumulates in the conduction hole 7.

すなわち、微細な導通孔７内は乾燥に時間がかかる。したがってセンサチップ１を洗浄した後の乾燥工程においては、センサチップ１表面の液滴が乾燥するにつれて、この液滴に混じっていたダスト１０は導通孔７内に残った液滴へと移動し、導通孔７内にダスト１０が集中した状態で乾燥してしまう。 That is, it takes time to dry the inside of the fine conduction hole 7. Therefore, in the drying process after washing the sensor chip 1, as the droplets on the surface of the sensor chip 1 are dried, the dust 10 mixed in the droplets moves to the droplets remaining in the conduction hole 7, The dust 10 is dried in a state where the dust 10 is concentrated in the conduction hole 7.

このように導通孔７内にダスト１０が溜まっていると、細胞９の吸引が阻害され、あるいは導通孔７上下間で電気的導通が図りにくくなり、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。 If the dust 10 accumulates in the conduction hole 7 in this way, the suction of the cells 9 is hindered, or it becomes difficult to achieve electrical conduction between the upper and lower sides of the conduction hole 7, and as a result, the measurement accuracy of the cell electrophysiological sensor is improved. It fell.

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。 Accordingly, an object of the present invention is to improve the measurement accuracy of a cellular electrophysiological sensor.

そしてこの目的を達成するため本発明の細胞電気生理センサ用センサチップは、導通孔を有する細胞保持板を備え、この細胞保持板の上面または下面の少なくともいずれか一方において、導通孔の外周には溝が形成されているものとした。 In order to achieve this object, the sensor chip for a cell electrophysiological sensor of the present invention includes a cell holding plate having a conduction hole, and at least one of an upper surface and a lower surface of the cell holding plate, It was assumed that a groove was formed.

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。 Thereby, this invention can improve the measurement precision of a cell electrophysiological sensor.

その理由は、導通孔内に溜まるダストを低減できるからである。 This is because dust accumulated in the conduction hole can be reduced.

すなわち本発明は、センサチップ洗浄後の乾燥工程において、導通孔だけでなく、この導通孔外周の溝にも液滴が残り、この液滴内にダストが移動する。したがって、ダストを溝へと分散することができ、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できる。 That is, according to the present invention, in the drying process after cleaning the sensor chip, droplets remain not only in the conduction holes but also in the grooves around the conduction holes, and the dust moves into the droplets. Therefore, dust can be dispersed into the grooves, and as a result, the measurement accuracy of the cell electrophysiological sensor can be improved.

（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は、センサチップ１１と、このセンサチップ１１の側面外周を支持する保持プレート１２と、この保持プレート１２およびセンサチップ１１の上方および下方に配置され、後述の細胞保持板１３で仕切られた二つの電解槽１４、１５と、それぞれの電解槽１４、１５内に配置された電極１６、１７とを備えている。 (Embodiment 1)
As shown in the cross-sectional view of FIG. 1, the cell electrophysiological sensor in one embodiment of the present invention includes a sensor chip 11, a holding plate 12 that supports the outer periphery of the side surface of the sensor chip 11, and the holding plate 12 and the sensor chip. 11, two electrolytic cells 14 and 15 which are arranged above and below the cell 11 and are partitioned by a cell holding plate 13 which will be described later, and electrodes 16 and 17 which are arranged in the respective electrolytic cells 14 and 15.

そして図２および図３（ｂ）に示すように、センサチップ１１はいわゆるＳＯＩ基板で形成され、シリコン層１８と、このシリコン層１８上に形成された二酸化シリコン層１９とからなる細胞保持板１３と、この細胞保持板１３の二酸化シリコン層１９上に形成されたシリコン層からなる枠体２０とを有している。なお、センサチップ１１の材料としてはＳＯＩ基板の他にシリコン基板でもよく、さらにはガラス基板、樹脂基板等でもよい。 2 and 3B, the sensor chip 11 is formed of a so-called SOI substrate, and includes a cell holding plate 13 including a silicon layer 18 and a silicon dioxide layer 19 formed on the silicon layer 18. And a frame body 20 made of a silicon layer formed on the silicon dioxide layer 19 of the cell holding plate 13. The material of the sensor chip 11 may be a silicon substrate in addition to the SOI substrate, and may be a glass substrate, a resin substrate, or the like.

また図２および図３（ａ）に示すように、細胞保持板１３は円板状であり、図２および図３（ｂ）に示すように、枠体２０は円筒状をしている。このようにセンサチップ１１の断面が円形の場合、方向性が無くなるため、保持プレート１２に挿入しやすくなる。 Further, as shown in FIGS. 2 and 3A, the cell holding plate 13 has a disk shape, and as shown in FIGS. 2 and 3B, the frame body 20 has a cylindrical shape. Thus, when the cross section of the sensor chip 11 is circular, the directionality is lost, so that the sensor chip 11 is easily inserted into the holding plate 12.

そして本実施の形態では、シリコン層１８の膜厚は約１５μｍ、二酸化シリコン層１９は約２μｍ、枠体２０となるシリコン層が約４００μｍとした。 In the present embodiment, the thickness of the silicon layer 18 is about 15 μm, the silicon dioxide layer 19 is about 2 μm, and the silicon layer to be the frame 20 is about 400 μm.

なお、本実施の形態では、二酸化シリコン層１９の膜厚を約２μｍとすることにより、二酸化シリコン層１９の厚み方向における静電容量が１０ｐＦ以下となり、後述のリーク電流低減に大きく寄与する。 In the present embodiment, by setting the thickness of the silicon dioxide layer 19 to about 2 μm, the capacitance in the thickness direction of the silicon dioxide layer 19 becomes 10 pF or less, which greatly contributes to the reduction of leakage current described later.

ここで静電容量を小さくするため、二酸化シリコン層１９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。 Here, even if it is necessary to increase the film thickness of the silicon dioxide layer 19 in order to reduce the capacitance, if the SOI substrate is used as in this embodiment, the film thickness can be easily set to 1 μm or more. it can.

また本実施の形態では、図３（ｂ）に示すように、細胞保持板１３のシリコン層１８には直径約２０μｍの半球形状の凹部２１が形成されており、この凹部２１の最深部からシリコン層１８と二酸化シリコン層１９との積層体を上下方向に貫く導通孔２２が形成されている。 Further, in the present embodiment, as shown in FIG. 3B, the silicon layer 18 of the cell holding plate 13 is formed with a hemispherical recess 21 having a diameter of about 20 μm, and silicon is formed from the deepest portion of the recess 21. A conduction hole 22 is formed through the laminated body of the layer 18 and the silicon dioxide layer 19 in the vertical direction.

そして導通孔２２の深さは約７μｍである。ここで直径１０μｍから２０μｍの細胞（図１に示す２３）を捕捉する場合、導通孔２２は、直径が１μｍ〜５μｍ、深さが１μｍ〜１０μｍ程度が好ましい。したがってシリコン層１８の厚みが大きく、導通孔２２のアスペクト比が大きくなる場合は本実施の形態のように、凹部２１を設けて調整すればよい。 The depth of the conduction hole 22 is about 7 μm. Here, when capturing cells having a diameter of 10 μm to 20 μm (23 shown in FIG. 1), the conduction hole 22 preferably has a diameter of 1 μm to 5 μm and a depth of about 1 μm to 10 μm. Therefore, when the thickness of the silicon layer 18 is large and the aspect ratio of the conduction hole 22 is large, the concave portion 21 may be provided and adjusted as in the present embodiment.

なお、本実施の形態では、細胞保持板１３（シリコン層１８、二酸化シリコン層１９）の直径と枠体２０の外径はそれぞれ約７００μｍとした。 In the present embodiment, the diameter of the cell holding plate 13 (silicon layer 18 and silicon dioxide layer 19) and the outer diameter of the frame 20 are each about 700 μm.

そして本実施の形態では、細胞保持板１３のシリコン層１８表面、すなわち凹部２１形成面において、凹部２１および導通孔２２の外周を複数の溝２４が囲っている。 In the present embodiment, a plurality of grooves 24 surround the outer periphery of the recess 21 and the conduction hole 22 on the surface of the silicon layer 18 of the cell holding plate 13, that is, on the surface where the recess 21 is formed.

なお、溝２４は導通孔２２近傍に配置することが好ましいが、極端に近すぎると、逆にダストが気泡の核となり、導通孔２２近傍に気泡を発生させる場合がある。また溝２４を細胞保持板１３の細胞保持面に形成する場合は、溝２４周辺に集まったダストによって細胞２３と導通孔２２との密着性が阻害されることがある。 Note that the groove 24 is preferably disposed in the vicinity of the conduction hole 22, but if it is too close, the dust becomes the core of the bubble, and the bubble may be generated in the vicinity of the conduction hole 22. Further, when the groove 24 is formed on the cell holding surface of the cell holding plate 13, the adhesion between the cell 23 and the conduction hole 22 may be hindered by dust collected around the groove 24.

したがって本実施の形態では、溝２４は、少なくとも凹部２１の外周から被検体となる細胞２３の直径より長く距離を開けて配置した。 Therefore, in the present embodiment, the groove 24 is arranged at a distance longer than the diameter of the cell 23 as the subject from at least the outer periphery of the recess 21.

なお、同様の理由により、凹部２１を形成しない場合、溝２４は、導通孔２２の外周から被検体となる細胞２３の直径より長く距離を開けて配置することが好ましい。 For the same reason, when the concave portion 21 is not formed, it is preferable that the groove 24 be disposed at a distance longer from the outer periphery of the conduction hole 22 than the diameter of the cell 23 as the subject.

なお本実施の形態では、溝２４は直径約５μｍ、深さ約３μｍ程度の円柱形であり、細胞保持板１３を貫通していないものとした。 In the present embodiment, the groove 24 has a cylindrical shape with a diameter of about 5 μm and a depth of about 3 μm, and does not penetrate the cell holding plate 13.

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２３の電気生理活動を測定する方法について述べる。 Next, a method for measuring the electrophysiological activity of the cell 23 using the cell electrophysiological sensor in the present embodiment will be described.

まず図１に示す上方の電解槽１４内に細胞外液、下方の電解槽１５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１６、１７を接触させる。 First, the upper electrolytic cell 14 shown in FIG. 1 is filled with extracellular fluid, and the lower electrolytic cell 15 is filled with intracellular fluid, and the electrodes 16 and 17 are brought into contact with the extracellular fluid and intracellular fluid, respectively.

ここで細胞内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、細胞外液とは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。 Here, for example, in the case of mammalian muscle cells, the intracellular fluid is typically an electrolytic 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. Is an electrolyte containing about 4 mM K ⁺ ions, about 145 mM Na ⁺ ions, and about 123 mM Cl ⁻ ions.

この状態において電極１６、１７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２２に浸透し、２つの電極１６、１７が細胞外液と細胞内液とを介して導通するからである。 In this state, a conduction resistance value of about 100 kΩ to 10 MΩ can be measured between the electrodes 16 and 17. This is because the extracellular fluid or the intracellular fluid penetrates into the conduction hole 22 and the two electrodes 16 and 17 are conducted through the extracellular fluid and the intracellular fluid.

次に上方の電解槽１４の上側から細胞２３を投入し、下方の電解槽１５を減圧すると、細胞２３は導通孔２２に引き付けられ、導通孔２２の開口部を塞ぐ。 Next, when the cells 23 are introduced from the upper side of the upper electrolytic cell 14 and the lower electrolytic cell 15 is depressurized, the cells 23 are attracted to the conduction holes 22 and block the openings of the conduction holes 22.

その後下方の電解槽１５をさらに減圧するか、あるいは下方の電解槽１５側にナイスタチンなどの抗生物質を投与することにより、導通孔２２開口部を塞いでいる部分の細胞膜に孔が開く（ホールセル）。これにより、導通孔２２の上下間では、細胞２３を介してのみ電気的導通が図れる。また細胞２３が導通孔２２開口部に密着保持されていることから、上下の電解槽１４、１５間の電気抵抗は十分に高い１ＧΩ以上の状態となる（ギガシール）。 Thereafter, the lower electrolytic cell 15 is further depressurized or an antibiotic such as nystatin is administered to the lower electrolytic cell 15 side to open a hole in the cell membrane of the portion closing the opening of the conduction hole 22 (hole cell). ). Thereby, electrical conduction can be achieved only between the upper and lower portions of the conduction hole 22 via the cell 23. In addition, since the cells 23 are tightly held in the openings of the conduction holes 22, the electrical resistance between the upper and lower electrolytic cells 14 and 15 is in a sufficiently high state of 1 GΩ or more (giga seal).

そして上記のようなギガシール状態を形成した後、細胞２３に物理化学的刺激を印加する。この時この物理化学的刺激に細胞２３が反応し、電気生理活動を行った場合、その活動を電位変化（電流値変化あるいは抵抗値変化等でもよい）として電極１６、１７により検出することができる。 Then, after forming the above-described giga-seal state, physicochemical stimulation is applied to the cells 23. At this time, when the cell 23 reacts to the physicochemical stimulation and performs electrophysiological activity, the activity can be detected by the electrodes 16 and 17 as a potential change (current value change or resistance value change or the like). .

以下に本実施の形態の細胞電気生理センサの製造方法を説明する。 A method for manufacturing the cell electrophysiological sensor of the present embodiment will be described below.

はじめに、センサチップ１１を製造するため、図４に示すような、シリコン層１８、２０Ａの間に二酸化シリコン層１９を挟んだいわゆるＳＯＩ基板を準備する。ＳＯＩ基板は、ＳＩＭＯＸ(ＳｅｐａｒａｔｉｏｎｂｙＩＭｐｌａｎｔａｔｉｏｎｏｆＯＸｙｇｅｎ)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１９が形成されているものを用いた。 First, in order to manufacture the sensor chip 11, a so-called SOI substrate in which a silicon dioxide layer 19 is sandwiched between silicon layers 18 and 20A as shown in FIG. 4 is prepared. As the SOI substrate, a substrate in which a thick silicon dioxide layer 19 having a thickness of 1.0 μm or more is formed in advance by a SIMOX (Separation by IM plantation of Oxygen) method or bonding.

次に、細胞保持板（図１の１３）となるシリコン層１８表面を、パターニングされたレジストマスク２５で覆い、ドライエッチングによってシリコン層１８表面に図１に示すような凹部２１を形成し、この凹部２１の最深部からシリコン層１８を貫通し、二酸化シリコン層１９に到達するまで導通孔２２を形成する。 Next, the surface of the silicon layer 18 to be a cell holding plate (13 in FIG. 1) is covered with a patterned resist mask 25, and a recess 21 as shown in FIG. 1 is formed on the surface of the silicon layer 18 by dry etching. The conduction hole 22 is formed from the deepest part of the recess 21 through the silicon layer 18 until reaching the silicon dioxide layer 19.

なお、上述の凹部２１を形成する工程では、エッチングガスとして、ＳＦ₆やＸｅＦ₂、またはこれらの混合ガスなどを用いた。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１８を半球形状の碗型にエッチングすることができる。 In the step of forming the recess 21 described above, SF ₆ , XeF ₂ , or a mixed gas thereof is used as the etching gas. These have the effect of accelerating the etching of silicon not only in the depth direction but also in the horizontal direction, so that the silicon layer 18 can be etched into a hemispherical saddle shape.

また上述の導通孔２２を形成する工程では、ＩＣＰプラズマを用い、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）を交互に導入した。 Further, in the step of forming the conduction hole 22 described above, ICP plasma was used to alternately introduce a gas for promoting etching of silicon (hereinafter referred to as a promoting gas) and a gas for suppressing (hereinafter referred to as a suppressing gas).

ここで抑制ガスとしては例えばＣ₄Ｆ₈が挙げられる。これにより、促進するガス導入時にはシリコン層１８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、エッチングは直線的に進行し、凹部２１の最深部から導通孔２２をほぼ垂直な形状にエッチング加工することができる。 Examples of the suppression gas include C ₄ F ₈ . Accordingly, the silicon layer 18 is etched when the gas to be promoted is introduced, and a protective film is formed on the etched inner wall when the suppression gas is introduced. Therefore, by optimizing the combination of these etching gases, the etching is linearly performed. It progresses and the conductive hole 22 can be etched into a substantially vertical shape from the deepest part of the recess 21.

なお、シリコン層１８と二酸化シリコン層１９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１９はシリコン層１８のエッチング工程において、エッチングストップ層として機能し、所望深さの導通孔２２を高精度に形成することができる。 Since the silicon layer 18 and the silicon dioxide layer 19 have different etching rates, the silicon dioxide layer 19 functions as an etching stop layer in the etching process of the silicon layer 18 so that the conduction hole 22 having a desired depth can be formed with high accuracy. Can be formed.

そしてその後、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１９を貫通して導通孔２２を形成する。 Thereafter, a mixed gas of CF ₄ and Ar that selectively etches silicon dioxide is sprayed to penetrate the silicon dioxide layer 19 to form a conduction hole 22.

次にシリコン層１８上のレジストマスク（図４の２５）を除去し、新たにマスキングをし、シリコン層１８表面をドライエッチングして溝２４を形成する。 Next, the resist mask (25 in FIG. 4) on the silicon layer 18 is removed, new masking is performed, and the surface of the silicon layer 18 is dry-etched to form a groove 24.

このときのドライエッチング工程は、本実施の形態では、前述の導通孔２２形成時のドライエッチング工程と同様に、ＩＣＰプラズマを用い、エッチングを促進するガスと抑制するガスとを交互に導入して形成した。 In this embodiment, the dry etching process at this time is similar to the dry etching process at the time of forming the conduction hole 22 described above, using ICP plasma, and alternately introducing a gas for promoting etching and a gas for suppressing etching. Formed.

この時、溝２４が細胞保持板１３を貫通しないよう、エッチングのし過ぎに注意する。溝２４が貫通していると、細胞を吸引する際、溝２４にも細胞が捕捉されてしまい、導通孔２２開口部に効率よく細胞を捕捉できないからである。 At this time, attention should be paid to excessive etching so that the groove 24 does not penetrate the cell holding plate 13. This is because if the groove 24 penetrates, when the cell is sucked, the cell is also trapped in the groove 24 and the cell cannot be efficiently trapped in the opening of the conduction hole 22.

なお、溝２４を半球形状に形成する場合は、前述の凹部２１形成時のドライエッチング工程と同様に、エッチングを促進するガスを用いればよい。 When the groove 24 is formed in a hemispherical shape, a gas that promotes etching may be used in the same manner as the dry etching process when the recess 21 is formed.

次に、枠体２０となるシリコン層（図４の２０Ａ）表面をマスキングし、シリコン層２０Ａ表面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２０Ａをエッチングすると、細胞保持板１３と枠体２０とからなるセンサチップ（図１の１１）を形成することができる。 Next, the surface of the silicon layer (20A in FIG. 4) to be the frame body 20 is masked, and the gas that promotes etching (acceleration gas) and the gas that suppresses (suppression gas) are alternately introduced from the surface of the silicon layer 20A. When the silicon layer 20A is etched, a sensor chip (11 in FIG. 1) including the cell holding plate 13 and the frame body 20 can be formed.

その後、このセンサチップ１１をＩＰＡ（イソプロプルアルコール）等の洗浄液に含浸させ、６０℃〜８０℃程度に加熱しながら洗浄し、さらにこのセンサチップ１１を室温の純水で洗い流す。 Thereafter, the sensor chip 11 is impregnated with a cleaning solution such as IPA (isopropyl alcohol) and washed while being heated to about 60 ° C. to 80 ° C., and the sensor chip 11 is washed away with pure water at room temperature.

次に、このセンサチップ１１を乾燥させる。この時の乾燥工程は、室温条件下での自然乾燥でもよく、あるいは炉内に入れ、加熱して乾燥させてもよい。 Next, the sensor chip 11 is dried. The drying step at this time may be natural drying under room temperature conditions, or may be put in a furnace and dried by heating.

そしてその後、保持プレート１２に貫通孔を形成し、この貫通孔内にセンサチップ１１を挿入し、保持プレート１２の貫通孔内壁とセンサチップ１１外側面とを接着する。 After that, a through hole is formed in the holding plate 12, the sensor chip 11 is inserted into the through hole, and the inner wall of the through hole of the holding plate 12 and the outer surface of the sensor chip 11 are bonded.

この時の接着方法としては、保持プレート１２が樹脂の場合はＵＶ硬化性接着剤等によって接合することができる。また保持プレート１２がガラスの場合はガラス溶着、あるいはＵＶ硬化性接着剤等によって接合することができる。 As an adhesion method at this time, when the holding plate 12 is a resin, it can be joined by a UV curable adhesive or the like. Further, when the holding plate 12 is made of glass, it can be joined by glass welding or UV curable adhesive.

本実施の形態における効果を以下に説明する。 The effect in this Embodiment is demonstrated below.

本実施の形態の細胞電気生理センサ用センサチップ１１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。 The sensor chip 11 for a cell electrophysiological sensor according to the present embodiment can improve the measurement accuracy of the cell electrophysiological sensor.

その理由は、導通孔２２内に溜まるダストを低減できるからである。 The reason is that dust accumulated in the conduction hole 22 can be reduced.

すなわち洗浄工程において、アルコールや水などの液体（洗浄液）には、ドライエッチング工程で用いたレジストマスク（図４の２５）のカスやシリコン層（図４の１８、２０Ａ）の自然酸化皮膜のカスなどがダストとして混じっている。そして乾燥工程においては、センサチップ１１表面の液滴が乾燥するにつれて、この液滴に混じっていたダストは導通孔２２内に残った液体へと引き寄せられ、導通孔２２内にダストが集中した状態で乾燥してしまうことがあった。 That is, in the cleaning process, liquid (cleaning solution) such as alcohol or water is used as a residue of the resist mask (25 in FIG. 4) used in the dry etching process or a natural oxide film residue of the silicon layer (18, 20A in FIG. 4). Etc. are mixed as dust. In the drying process, as the droplets on the surface of the sensor chip 11 are dried, the dust mixed in the droplets is drawn to the liquid remaining in the conduction hole 22 and the dust is concentrated in the conduction hole 22. Sometimes dried out.

このように導通孔２２内にダストが溜まっていると、細胞の吸引が阻害され、あるいは導通孔２２上下間で電気的導通が図りにくくなり、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。 If dust accumulates in the conduction hole 22 in this way, the suction of cells is hindered, or it becomes difficult to achieve electrical conduction between the upper and lower sides of the conduction hole 22, and as a result, the measurement accuracy of the cell electrophysiological sensor decreases. there were.

これに対し本実施の形態では、図５に示すように、センサチップ１１洗浄後の乾燥工程において、導通孔２２だけでなく、その外周に形成された溝２４内も乾燥が進みにくく、液滴（洗浄液）が残りやすい。したがって、この液滴内にダストが引き寄せられ、溝２４へとダストを分散することができ、導通孔２２内に溜まるダストを低減することができる。そしてその結果、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。 On the other hand, in the present embodiment, as shown in FIG. 5, in the drying process after cleaning the sensor chip 11, not only the conduction hole 22 but also the groove 24 formed on the outer periphery thereof does not easily dry. (Cleaning solution) tends to remain. Accordingly, the dust is attracted into the droplets, and the dust can be dispersed into the grooves 24, so that the dust accumulated in the conduction holes 22 can be reduced. As a result, the measurement accuracy of the cell electrophysiological sensor can be improved.

なお、本実施の形態では、図５に示すように、枠体２０を下にしてセンサチップ１１を乾燥させている。その理由は、枠体２０内に液滴が溜まるのを防ぐ為である。ここでこのような向きで乾燥すると、二酸化シリコン層１９よりもシリコン層１８上に液滴が溜まりやすい。したがって本実施の形態では、シリコン層１８上に溝２４を形成することにより、ダストが導通孔２２に集積するのを効率よく抑制することができる。 In the present embodiment, as shown in FIG. 5, the sensor chip 11 is dried with the frame 20 facing down. The reason is to prevent droplets from accumulating in the frame 20. Here, when drying is performed in such a direction, droplets are more likely to accumulate on the silicon layer 18 than on the silicon dioxide layer 19. Therefore, in the present embodiment, by forming the groove 24 on the silicon layer 18, it is possible to efficiently suppress the accumulation of dust in the conduction hole 22.

また本実施の形態では、図１に示すように、細胞保持板１３の下面に半球形の凹部２１を形成することにより、下方の電解槽１５から導通孔２２にかけての流路幅の変化を緩やかにしている。したがって、電解槽１５と導通孔２２間における流体抵抗が小さくなり、液体（細胞内液等）の流動性が向上する。特に、上述の抗生物質を用いた細胞膜に穴を開ける工程（ホールセル）において、薬液が導通孔２２へまわり込み易くなり、細胞２３に迅速に穴を形成することができる。 Further, in the present embodiment, as shown in FIG. 1, by forming a hemispherical recess 21 on the lower surface of the cell holding plate 13, the change in flow path width from the lower electrolytic cell 15 to the conduction hole 22 is moderated. I have to. Accordingly, the fluid resistance between the electrolytic cell 15 and the conduction hole 22 is reduced, and the fluidity of the liquid (intracellular fluid or the like) is improved. In particular, in the step of making a hole in the cell membrane using the above-described antibiotics (hole cell), the drug solution can easily enter the conduction hole 22, and the hole can be rapidly formed in the cell 23.

そしてこのように凹部２１を形成した場合、洗浄後の乾燥工程においては、凹部２１に液体（洗浄液）が溜まりやすい。したがって、本実施の形態のように、凹部２１形成面に溝２４を設け、ダストを分散させることは細胞電気生理センサの測定精度向上に寄与する。 And when the recessed part 21 is formed in this way, the liquid (cleaning liquid) tends to accumulate in the recessed part 21 in the drying step after the cleaning. Therefore, as in the present embodiment, providing the grooves 24 on the surface where the recesses 21 are formed and dispersing the dust contributes to improving the measurement accuracy of the cell electrophysiological sensor.

また本実施の形態では、図１に示すように、細胞保持板１３はＳＯＩ基板を用いており、細胞保持面は絶縁体である二酸化シリコン層１９で構成している。したがって、センサチップ１１の上下間におけ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測定精度を向上させることができる。 In the present embodiment, as shown in FIG. 1, the cell holding plate 13 uses an SOI substrate, and the cell holding surface is constituted by a silicon dioxide layer 19 which is an insulator. Therefore, the leakage current between the upper and lower sides of the sensor chip 11 can be reduced, and the measurement accuracy of the cell electrophysiological sensor can be improved.

なお、リーク電流増大の原因となる浮遊容量は、二酸化シリコン層１９の膜厚に反比例することから、この二酸化シリコン層１９の膜厚を大きくすることによって浮遊容量を抑え、リーク電流をさらに低減することができる。 Since the stray capacitance that causes an increase in the leakage current is inversely proportional to the thickness of the silicon dioxide layer 19, the stray capacitance is suppressed by increasing the thickness of the silicon dioxide layer 19 and the leakage current is further reduced. be able to.

したがって本実施の形態では、溝２４は二酸化シリコン層１９には形成せず、シリコン層１８側に形成したことにより、二酸化シリコン層１９の膜厚が小さくなるのを回避し、細胞電気生理センサの測定精度を高く維持している。 Therefore, in the present embodiment, the groove 24 is not formed in the silicon dioxide layer 19 but is formed on the silicon layer 18 side, so that the thickness of the silicon dioxide layer 19 can be prevented from being reduced, and the cell electrophysiological sensor can be formed. High measurement accuracy is maintained.

なお上記実施の形態では、細胞保持板１３の下面（底面）側に溝２４を形成したが、図６に示すように細胞保持面（上面）側に溝２４を形成してもよい。 In the above embodiment, the groove 24 is formed on the lower surface (bottom surface) side of the cell holding plate 13, but the groove 24 may be formed on the cell holding surface (upper surface) side as shown in FIG.

このように細胞保持面に溝２４を形成することにより、細胞保持面側において、導通孔２２開口部近傍に溜まるダストを低減することができ、細胞２３と導通孔２２開口部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。 By forming the groove 24 in the cell holding surface in this way, dust accumulated in the vicinity of the opening portion of the conduction hole 22 can be reduced on the cell holding surface side, and adhesion between the cell 23 and the opening portion of the conduction hole 22 can be reduced. And the measurement accuracy of the cell electrophysiological sensor can be improved.

さらに細胞捕捉面に凹部２１（図６には図示せず）を形成する場合は、細胞保持面側において、凹部２１内に溜まるダスト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させることができる。また溝２４は細胞保持面及び下面両方に形成してもよい。 Further, when the concave portion 21 (not shown in FIG. 6) is formed on the cell trapping surface, dust accumulated in the concave portion 21 can be reduced on the cell holding surface side, and the measurement accuracy of the cell electrophysiological sensor is improved. Can be made. The groove 24 may be formed on both the cell holding surface and the lower surface.

また本実施の形態では、図３（ａ）に示すように、溝２４は導通孔２２外周を囲むように、所定間隔をあけて点々と配置したが、図７に示すように、輪形の溝となっていてもよく、さらには直線状の溝でもよい。 In the present embodiment, as shown in FIG. 3 (a), the grooves 24 are arranged at predetermined intervals so as to surround the outer periphery of the conduction hole 22. However, as shown in FIG. It may also be a straight groove.

また溝２４の一部が凹部２１と繋がっていてもよい。この場合、溝２４に斜面を設け、溝２４の外端ほど深く、導通孔２２近傍ほど浅くすれば、ダストは溶媒とともに溝２４の外端に集中し、導通孔２２に溜まるダストを低減することができる。 A part of the groove 24 may be connected to the recess 21. In this case, if the inclined surface is provided in the groove 24 and is deeper toward the outer end of the groove 24 and is shallower toward the vicinity of the conduction hole 22, the dust is concentrated on the outer end of the groove 24 together with the solvent, and dust accumulated in the conduction hole 22 is reduced. Can do.

また本実施の形態では、一枚の細胞保持板１３に対し一つの導通孔２２を形成しているが、導通孔２２は複数個形成してもよい。この場合、溝２４は個々の導通孔２２の外周にそれぞれ形成してもよく、あるいは導通孔２２を所定数毎に区分けし、その一まとめになった導通孔２２の外周に形成してもよい。また溝２４を升目状に形成し、升目の内部に一または所定数の導通孔２２を配置してもよい。 Further, in the present embodiment, one conduction hole 22 is formed for one cell holding plate 13, but a plurality of conduction holes 22 may be formed. In this case, the grooves 24 may be formed on the outer circumferences of the individual conduction holes 22, or the conduction holes 22 may be divided into a predetermined number and may be formed on the outer circumference of the conduction holes 22 as a group. . Alternatively, the grooves 24 may be formed in a grid shape, and one or a predetermined number of conduction holes 22 may be disposed inside the grid.

（実施の形態２）
本実施の形態２と実施の形態１との違いは、図８に示すように、溝２４の垂直断面を逆テーパ形状とした点である。すなわち本実施の形態では、図９に示すように、溝２４の内壁と、この溝２４が形成された細胞保持板１３の表面との成す角θが鋭角（９０度未満）となる。 (Embodiment 2)
The difference between the second embodiment and the first embodiment is that, as shown in FIG. 8, the vertical cross section of the groove 24 has an inversely tapered shape. That is, in the present embodiment, as shown in FIG. 9, the angle θ formed by the inner wall of the groove 24 and the surface of the cell holding plate 13 in which the groove 24 is formed becomes an acute angle (less than 90 degrees).

これにより本実施の形態では、溝２４内部に入った液滴の、外気に露出する面積が小さくなり、溝２４内部の液滴が乾燥しにくくなる。したがって、より溝２４へとダストを分散させることができ、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。 As a result, in the present embodiment, the area of the droplet entering the groove 24 exposed to the outside air becomes small, and the droplet inside the groove 24 is difficult to dry. Accordingly, dust can be further dispersed in the groove 24, and as a result, the measurement accuracy of the cell electrophysiological sensor can be improved.

なお、溝２４と細胞保持板１３表面とのなす角θは、上記の理由により鋭角としたが、尚且つ８０度以上とすることが好ましい。角θが小さすぎると、液滴が溝２４内部へとまわり込みにくくなるからである。 Note that the angle θ formed by the groove 24 and the surface of the cell holding plate 13 is an acute angle for the above reason, but is preferably 80 degrees or more. This is because if the angle θ is too small, it is difficult for the liquid droplet to enter the groove 24.

すなわち本実施の形態では、図９の角θを８０度以上９０度未満とすることにより、溝２４内への液滴のまわり込みやすさを維持し、かつ溝２４内の液滴の乾燥を抑制できる。 That is, in the present embodiment, by setting the angle θ in FIG. 9 to 80 degrees or more and less than 90 degrees, it is possible to maintain the ease of the droplet flowing into the groove 24 and to dry the droplet in the groove 24. Can be suppressed.

またこの溝２４は、導通孔２２と同様に、ＩＣＰプラズマを用いたドライエッチング加工によって容易に形成することができる。溝２５のテーパ角度は、電圧や圧力、エッチングを促進するガスと、抑制するガスのガス容量や導入時間の比率、それぞれの組成等を変えることにより、適宜調整できる。例えば本実施の形態では、抑制ガスＣＦ₄を８５ｓｔａｎｄａｒｄｃｃ／ｍｉｎ（ｓｃｃｍ）、圧力２０ｍＴｏｒｒ、時間７秒の条件下で導入し、また促進ガスＳＦ₆を１４０ｓｃｃｍ、アシストガスＯ₂１０ｓｃｃｍ、圧力３０ｍＴｏｒｒ、時間１３秒条件下で導入し、エッチングを行った。 Further, like the conduction hole 22, the groove 24 can be easily formed by dry etching using ICP plasma. The taper angle of the groove 25 can be appropriately adjusted by changing the voltage, the pressure, the gas promoting the etching, the gas capacity of the suppressing gas, the ratio of the introduction time, the respective compositions, and the like. For example, in this embodiment, the suppression gas CF ₄ is introduced under the conditions of 85 standard cc / min (sccm), pressure 20 mTorr, and time 7 seconds, and the promotion gas SF ₆ is 140 sccm, assist gas O _{2 10} sccm, pressure 30 mTorr, Etching was performed by introducing under the condition of time 13 seconds.

なお、溝２４はレーザ加工やその他切削等機械的な加工などでも形成することができるが、本実施の形態ではドライエッチング加工により形成したため、複数個の溝２４を一度に形成することができ、生産性に優れる。 The grooves 24 can be formed by laser processing or other mechanical processing such as cutting. However, since the grooves 24 are formed by dry etching in this embodiment, a plurality of grooves 24 can be formed at one time. Excellent productivity.

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。 The cell electrophysiological sensor of the present invention is useful in performing cell electrophysiology measurement with high accuracy.

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 本発明の実施の形態１におけるセンサチップの斜視図The perspective view of the sensor chip in Embodiment 1 of this invention （ａ）同センサチップの上面図、（ｂ）同センサチップの断面図（図３（ａ）のＸＸ断面）(A) Top view of the sensor chip, (b) Cross-sectional view of the sensor chip (XX section of FIG. 3 (a)) 同センサチップの製造工程を示す断面図Sectional drawing which shows the manufacturing process of the sensor chip 同センサチップの乾燥工程を示す断面図Sectional view showing the drying process of the sensor chip 本発明の実施の形態１における別の例のセンサチップの断面図Sectional drawing of the sensor chip of another example in Embodiment 1 of this invention （ａ）本発明の実施の形態１における別の例のセンサチップの上面図、（ｂ）同センサチップの断面図（図６（ａ）のＸＸ断面）(A) Top view of another example sensor chip according to Embodiment 1 of the present invention, (b) Cross-sectional view of the sensor chip (XX cross section of FIG. 6 (a)) 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Sectional drawing of the cell electrophysiological sensor in Embodiment 2 of this invention 同細胞電気生理センサの要部拡大断面図The principal part expanded sectional view of the cell electrophysiological sensor 従来の細胞電気生理センサの断面図Sectional view of a conventional cellular electrophysiological sensor

Explanation of symbols

１１センサチップ
１２保持プレート
１３細胞保持板
１４電解槽
１５電解槽
１６電極
１７電極
１８シリコン層
１９二酸化シリコン層
２０枠体
２０Ａシリコン層
２１凹部
２２導通孔
２３細胞
２４溝
２５レジストマスク DESCRIPTION OF SYMBOLS 11 Sensor chip 12 Holding plate 13 Cell holding plate 14 Electrolytic tank 15 Electrolytic tank 16 Electrode 17 Electrode 18 Silicon layer 19 Silicon dioxide layer 20 Frame 20A Silicon layer 21 Recessed part 22 Conductive hole 23 Cell 24 Groove 25 Resist mask

Claims

A cell holding plate having a conduction hole;
A sensor chip for a cell electrophysiological sensor, wherein a groove is formed on an outer periphery of the conduction hole on at least one of an upper surface and a lower surface of the cell holding plate.

The cell holding plate is a laminate of a silicon layer and a silicon dioxide layer,
This silicon dioxide layer becomes the cell trapping surface of the cell holding plate,
The sensor chip for a cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the groove is formed on the silicon layer side.

A recess is formed on the surface of the cell holding plate,
The conduction hole is formed from the deepest part of the recess,
3. The sensor chip for a cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the groove is provided on an outer periphery of the concave portion on the same surface as the concave portion forming surface of the cell holding plate.

The cell holding plate is a laminate of a silicon layer and a silicon dioxide layer,
A recess is formed on the surface of the silicon layer,
The conduction hole is formed from the deepest part of the recess,
The sensor chip for a cellular electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the groove is provided on an outer periphery of the concave portion on the surface of the silicon layer.

The groove is
The sensor chip for a cell electrophysiological sensor according to any one of claims 1 to 4, wherein the vertical cross section has a reverse taper shape.

A sensor chip for a cell electrophysiological sensor according to any one of claims 1 to 5,
Two electrolytic cells partitioned by the cell holding plate of the sensor chip;
A cell electrophysiological sensor comprising a liquid to be injected into these electrolyzers and an electrode electrically connected thereto.