JP2009287998A - 細胞電気生理センサとその製造方法 - Google Patents

Abstract

【課題】測定精度の高い細胞電気生理センサの製造方法を提供する。
【解決手段】センサチップ１４をガラス管１３の端部に配置する工程と、このガラス管１３を加熱しながら、その外方に配置された金型２８で押圧成形し、このガラス管１３を内側に曲げて前記センサチップ１４とガラス溶着させる工程とを有するものとした。これにより、センサチップ１４の外周を親水性の高いガラス管１３で囲むことができ、結果として測定精度の高い細胞電気生理センサを製造することができる。
【選択図】図３

Description

本発明は、細胞の薬理反応分析等に利用できる細胞電気生理センサとその製造方法に関するものである。

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。

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。

このため、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的に細胞を固定・測定を行うことができる自動化システムの開発が進んでいる。

図１２に示す従来の細胞電気生理センサは、樹脂からなる実装基板１と、この実装基板１の貫通孔２に挿入されたシリコンからなるセンサチップ３と、実装基板１の上方および下方にそれぞれ配置された電極４、５とを備えている。またセンサチップ３は、導通孔６を備えている。そして実装基板１の貫通孔２内および実装基板１上に配置された電解槽７と、下側に配置された電解槽８とは、共に電解液で満たされ、これらの電解槽７、８は実装基板１とセンサチップ３とで仕切られている。

そしてこの細胞電気生理センサは、電解槽７に細胞９を注入し、導通孔６の上方から加圧、あるいは下方から減圧することで細胞９を導通孔６の開口部に吸引し捕捉することができる。そして例えばこの細胞９の上から薬剤を投与し、電解槽７、８間の電位差を電極４、５で測定すれば、細胞９の薬理反応を判断することができる。

なお、上記従来例に類似する例は下記の特許文献１に記載されている。
特表２００２−５１８６７８号公報

従来のセンサチップ３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。

その理由は、センサチップ３の導通孔６近傍に気泡１０が付着しやすいからである。

すなわち従来はセンサチップ３の外周が実装基板１の貫通孔２内壁で囲まれている。そしてこの実装基板１は疎水性のため、貫通孔２内は気泡が発生しやすく、この気泡がセンサチップ３の導通孔６近傍に付着すると、細胞９と導通孔６開口部との密着性が弱まり、あるいは細胞９の吸引が妨げられ、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る。

そこで本発明は、測定精度の高い細胞電気生理センサを製造することを目的とする。

この目的を達成するため本発明は、細胞電気生理センサの製造方法が、センサチップをガラス管の端部に配置する工程と、このガラス管を加熱しながら、その外方に配置された金型で押圧成形し、このガラス管を内側に曲げて前記センサチップとガラス溶着させる工程とを有するものである。

これにより本発明は、測定精度の高い細胞電気生理センサを製造することができる。

すなわち本発明によれば、センサチップの外周を親水性の高いガラス管で囲むことができる。したがって、センサチップの周辺において、気泡が発生しにくい細胞電気生理センサを製造することができる。

そしてその結果、導通孔近傍に気泡が付着しにくく、測定精度の高い細胞電気生理センサを製造することができる。

（実施の形態１）
図１に示すように、本実施の形態における細胞電気生理センサは、実装基板１１と、この実装基板１１の貫通孔１２内に挿入されたガラス管１３と、このガラス管１３の下端部に挿入されたセンサチップ１４とを備えている。

そしてガラス管１３内部および実装基板１１の貫通孔１２内は、電解液を導入する電解槽１５として用いられる。また実装基板１１の下方には流路基板１６が当接され、この流路基板１６と実装基板１１との間の空間も、電解液が導入される電解槽１７として用いられる。

またこれらの電解槽１５、１７内には、各電解槽１５、１７に注入される電解液と電気的に接続される電極１８、１９がそれぞれ配置されている。

さらにセンサチップ１４は、細胞を捕捉するためのものであり、図２に示すように、円板状の薄板２０と、この薄板２０上に配置された円筒状の枠体２１とからなる。

本実施の形態では、このセンサチップ１４は二酸化シリコン層の両面をシリコン層で挟んだいわゆるＳＯＩ基板をドライエッチングすることにより形成される。

そして薄板２０は前述のシリコン層と二酸化シリコン層との積層体であり、枠体２１がシリコン層からなる。すなわち本実施の形態では、薄板２０の細胞捕捉面２２が二酸化シリコン層で構成されている。また薄板２０にはドライエッチングにより導通孔２３が形成され、この導通孔２３により図１の電解槽１５、１７間が連通できる。

そして本実施の形態では、薄板２０は厚み１０μｍ〜１００μｍ、導通孔２３は開口径１μｍ〜３μｍφとした。なお、この導通孔２３の開口径は５μｍ以下が細胞を保持するために適した範囲である。

またガラス管１３は、水との接触角が０度以上１０度以下の親水性の高いガラスで形成されていることがのぞましい。この水との接触角とは、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。そして、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。

またガラス管１３としては、後述の押圧成形工程における生産性の観点から、軟化点は６５０度未満のガラスが好ましい。

したがって、例えばＰｂＯ−ＳｉＯ₂−Ｂ₂Ｏ₃、Ｂｉ₂Ｏ₃−ＳｉＯ₂−Ｂ₂Ｏ₃系ガラスなどの低融点ガラスなどが挙げられる。

さらに図２に示すように、本実施の形態で用いたガラス管１３は、内径は、センサチップ１４の外径よりも大きく、１４００μｍとした。またガラス管１３の外径は、２０００μｍとした。またガラス管１３の高さはセンサチップ１４の高さよりも大きく、２０００μｍとした。そしてセンサチップ１４は、薄板２０の直径が１０００μｍ、枠体２１の高さが４５０μｍ、センサチップ１４外側面とガラス管１３の内壁との距離が２００μｍとした。ここで、ガラス管１３の内壁とセンサチップ１４外側面との距離は、５μｍから４００μｍ程度とすることが好ましい。このようにガラス管１３とセンサチップ１４との間に隙間を設けることにより、ガラス管１３をセンサチップ１４外周に配置する工程で、ガラス管１３はセンサチップ１４よりも径が大きいため、センサチップ１４が損傷するのを抑制することができる。そしてこの隙間を４００μｍ以内とすることによって、ガラス管に過剰な負荷をかけることなく、ガラス管１３を湾曲させることができる。

また図１に示す実装基板１１および流路基板１６は、樹脂で構成しておくと成形しやすく、また組み立ても容易である。材料としてより好ましくは熱可塑性樹脂である。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る。さらに好ましくは、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である。これらの材料からなる実装基板１１は、紫外線硬化型の接着剤２４を用いることによって、容易に親水性に優れたガラス管１３と接合することができる。さらに好ましくは、これらの熱可塑性樹脂として、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）とすることが作業性、製造コストおよび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、本発明の製造方法もしくは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ことから、紫外線硬化型の接着剤２４を用いる時に効果を発揮する。

なお、本実施の形態のように、センサチップ１４を実装基板１１に実装する方法は、実装基板１１全体をシリコン基板で形成し、実装基板１１に導通孔（図２の２３）を直接形成した場合と比較してコストも下がり、歩留まりも向上するとともに、一部に不良の導通孔２３が存在した場合においてリペア性を有する。

次に本実施の形態における細胞電気生理センサの動作について説明する。

まず図１に示す実装基板１１の貫通孔１２内（ガラス管１３内部を含む）の電解槽１５に細胞外液を貯留し、細胞内液を下側の電解槽１７内に充填する。ここで、細胞外液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って、細胞内液とは、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、細胞外液と電気的に接続された電極１８と、細胞内液と電気的に接続された電極１９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。これは導通孔（図２の２３）を介して細胞内液あるいは細胞外液が浸透し、二つの電極１８、１９間で電気回路が形成されるからである。

次に、上側の電解槽１５へ細胞を投入する。

そしてその後、下側の電解槽１７を減圧すると、細胞は導通孔（図２の２３）開口部に引き付けられ、導通孔２３開口部を塞ぐことによって、細胞外液と細胞内液との間の電気抵抗が１ＧΩ以上の十分に高い状態となる（ギガシールと呼ぶ）。このギガシール状態では、細胞の電気生理活動によって細胞内外の電位が変化すれば、わずかな電位差あるいは電流であっても高精度に測定できる。

次に本実施の形態における細胞電気生理センサの製造方法を説明する。

はじめに、図３のセンサチップ１４を吸引し、ガラス管１３の下端部に挿入し、センサチップ１４とガラス管１３の中心位置を合わせるよう、センタリングを行う。

次にこのガラス管１３の上方の空間に、スペーサ２５となる金型を挿入する。

本実施の形態では、スペーサ２５の挿入部分は円柱形状となっている。このスペーサ２５によって、ガラス管１３を加熱しても、ガラス管１３の内形を一定形状に維持することができる。特にガラス管１３を側面から押圧する際は、このスペーサ２５で形状を維持するのに有効である。なお、スペーサ２５とガラス管１３内壁との間には僅かに隙間２６を空けておくことが好ましい。密着させていると、軟化したガラス管１３がスペーサ２５に溶着してしまうことがあるからである。またセンサチップ１４とスペーサ２５との間にも隙間２７を空けておく方がよい。これによりセンサチップ１４に付着したガラスがスペーサ２５に付着しにくくなる。

また本実施の形態では、このスペーサ２５は、ガラス管１３の上端部、すなわちセンサチップ１４が挿入されている端部と反対側の端部を押さえる平行板部分２５Ａを有している。この平行板部分２５Ａで、ガラス管１３の上端の位置決めを行う。

その後チャンバー内において、このガラス管１３を加熱しながら、その側面外方に配置された金型２８をプレスシリンダー２９でガラス管１３に水平に押し当て、押圧成形する。

ここでこの金型２８は、センサチップ１４を外方から除々に押圧できるように、図４（ａ）（ｂ）の上面図に示すように、分割されているものを用いる。分割数は、図４（ａ）の二分割、図４（ｂ）の四分割以外でもよい。

そしてこの金型２８は、本実施の形態では、その上方から下方に向けて、内径がｄ₁からｄ₂へと段階的に狭くなるように外方へ湾曲する湾曲面２８Ａが形成されているものを用いる。

なお、本実施の形態では、図３に示すように、この金型２８の湾曲面２８Ａは、金型２８内壁の全域にわたり形成するのではなく、金型２８の下方の内壁、すなわちガラス管１３をセンサチップ１４へ押し当てる領域の内壁に、局所的に設けた。これにより、ガラス管１３のセンサチップ１４が挿入される側は先端が丸みを帯びる一方で、図２の外側面１３Ａに示すように、他方の端部は直線状となる。このようにガラス管１３に直線状の部分を残すと、図１に示すように、実装基板１１の貫通孔１２が実装基板１１に対して垂直に形成されている場合は、ガラス管１３を貫通孔１２に挿入しやすくなり、ガラス管１３と貫通孔１２内壁との密着性も高まる。

また図３に示す金型２８の表面には、酸化防止膜（図示せず）を形成しておくことが好ましい。そしてこの酸化防止膜は、その耐熱温度がガラス管１３のガラス軟化点よりも高いものを用いることが重要である。耐熱温度が低いと、加熱工程において酸化防止膜が剥離し、センサチップ１４に付着して、細胞電気生理センサの測定誤差の要因となりうるからである。したがって、例えば、ガラス管１３は軟化点が６５０度未満のものを用い、酸化防止膜は耐熱温度が７００度程度のものを用いることが好ましい。

そしてこのガラス管１３を押圧成形する工程では、金型２８の酸化を防止するため、チャンバー内に約０．１５〜０．２ＭＰａの窒素ガスを導入し、正圧の窒素雰囲気下で行う。

また加熱温度は、ガラス管１３とセンサチップ１４とをイオン結合、あるいは共有結合によって強固にガラス溶着させる場合は、このガラス管のガラス軟化点以上とする必要があるが、高温になると金型２８の酸化防止膜が剥離する場合がある。したがって、例えば酸化防止膜の耐熱温度が７００度程度の場合は、加熱温度はその耐熱温度未満が好ましく、本実施の形態では、ガラス溶着工程における加熱温度を６５０度未満とした。

なお金型成形によってガラス管１３とセンサチップ１４とを完全に溶着させてもよいが、ガラス管１３とセンサチップ１４とを接合させ、仮止めした状態で金型２８から外し、さらにこのガラス管１３とセンサチップ１４との一体物を真空炉などに入れ、ガラス管１３とセンサチップ１４とを加熱し、イオン結合、あるいは共有結合によってガラス溶着させることもできる。この場合、金型２８を用いた押圧成形時の加熱温度は、ガラス管１３のガラス転移点以上軟化点以下とし、真空炉ではガラス管１３の軟化点以上で加工を行う。したがって、溶けたガラス成分が金型２８に付着するのを抑制することができる。

ここで本実施の形態では、図３に示すように、ヒータ３０を内蔵したプレスシリンダー２９を例に挙げているが、図５に示すように、別途ヒータ３０を用いても良い。なお、ヒータ３０としては、ハロゲンヒータや高周波加熱ヒータ、セラミックシーズヒータなどが挙げられる。

また押圧する工程ではプレスシリンダー２９を用いる。プレス条件は、例えば、プレス荷重が予圧時３０〜５０ｋｇｆ、本圧時６０〜１００ｋｇｆで、予熱時間が３０〜９０秒、成形開始から成形終了までの時間は６０〜９０秒程度である。

上記のように押圧することによって、このガラス管１３の下方が内側（センサチップ１４側）に曲がり、センサチップ１４と接合させることができる。

なお、このセンサチップ１４とガラス管１３との一体物に直接電極を形成して細胞電気生理センサを構成してもよいが、本実施の形態では、図１に示すように、このガラス管１３を実装基板１１の貫通孔１２に挿入し、接着剤２４等で接合して図１のような細胞電気生理センサとした。なお、本実施の形態では、貫通孔１２内壁に突起３１を設けているため、ガラス管１３の位置決めが容易となる。また液漏れも抑制できる。

また上記のようにセンサチップ１４をアレイ上に配置することにより、複数のサンプルを一度に測定することができ、測定が高速化できる。

なお、前述の、ガラス管１３にスペーサ（図３の２５）を挿入する工程では、別途装置を用いてセンサチップ１４を吸引し、ガラス管１３に挿入して、このガラス管１３の中心と位置合わせ（センタリング）をした後、ガラス管１３内にスペーサ２５を挿入してもよいが、図６に示すように、スペーサ２５に吸引口３２を設け、この吸引口３２でセンサチップ１４を吸引し、センタリングを行った後、そのままこのスペーサ２５をガラス管１３内に挿入しても良い。この場合は、このスペーサ２５の吸引機能を用いて押圧成形工程でも吸引を行うことができ、これによりセンサチップ１４のガラス管１３内における位置決めを高精度に行うことができる。またこのようにセンサチップ１４をスペーサ２５に吸引する場合は、スペーサ２５のセンサチップ１４に当接する面３３の直径は、センサチップ１４の外径よりも小さい方がより好ましい。これにより溶融したガラスがスペーサ２５に付着するのを抑制することができる。

また本実施の形態では、図３に示すように、押圧成形時のガラス管１３への応力付加をより均等に分散するため、内壁に湾曲面２８Ａが形成された金型２８を用いた例を挙げたが、図７に示すように内壁に斜面２８Ｂが形成された金型２８を用いても良いものとする。斜面２８Ｂを設けた場合も、センサチップ１４より内径の大きいガラス管１３を湾曲させながらセンサチップ１４と接合させることができる。

以下本実施の形態における効果を説明する。

本実施の形態では測定精度の高い細胞電気生理センサを製造することができる。

すなわち図１２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３を実装基板１に直接挿入し、接着剤等で固定することにより製造されていた。ここで実装基板１は疎水性のため、実装基板１の貫通孔２内は気泡が発生しやすい。そして図１２に示すように気泡１０がセンサチップ３の導通孔６近傍に付着すると、細胞９と導通孔６開口部との密着性が弱まり、あるいは導通孔６の上下間で導通が阻害され、細胞電気生理センサの測定精度が低下するのであった。

これに対し本実施の形態における製造方法および製造装置を用いれば、測定度の高い細胞電気生理センサを製造することができる。

その理由は、本実施の形態ではセンサチップ１４の導通孔２３近傍に気泡の付着しにくいセンサチップ１４を形成することができるからである。

すなわち、本実施の形態の製造方法および製造装置を用いれば、図１に示すように、センサチップ１４の外周、すなわち本実施の形態においては実装基板１１の貫通孔１２とセンサチップ１４との間に、親水性の高いガラス管１３を介在させることができる。したがって、センサチップ１４の周辺、すなわち貫通孔１２内に発生する気泡を低減できる。よって、導通孔２３開口部近傍に付着する気泡を低減することができ、結果として測定精度の高い細胞電気生理センサが製造できる。

また本実施の形態では、センサチップ１４の上方の周りをガラス管１３が囲っている。これによりセンサチップ１４の上方を気泡が覆ってしまうのを抑制することができる。

すなわち図１２のような従来の構成では、センサチップ３の周りを貫通孔２内壁が囲っている。そして従来は、センサチップ３も貫通孔２の内壁も疎水性の材料で構成されているため、電解液を充填する際、センサチップ３の上方から枠体内部全体を気泡が覆ってしまい、測定ができなくなることがあった。

これに対し本実施の形態で製造したセンサチップ１４は、その上方の周りを親水性のガラス管１３が囲っている為、気泡がセンサチップ１４上方を覆うのを抑制することができる。

また本実施の形態では、微細なセンサチップ１４の外周を、より外径の大きいガラス管１３で密着固定することができ、このガラス管１３ごと実装基板１１に実装すればよいため、実装が容易となる。またシリコンからなるセンサチップ１４の外径を大きくするよりも、安価なガラス管１３を用いることで材料コストを低減できる。また外径の大きいガラス管１３を用いることで、貫通孔（図１の１２）の内径も大きくすることができ、気泡が発生しにくくなり、電解槽としての容量も大きくなる。

またガラス管１３とセンサチップ１４とはガラス溶着により接合されているため、接合強度が高く、気密性に優れている。したがって、ガラス管１３とセンサチップ１４との隙間に電解液が流れ込むのを抑制することができ、リーク電流の低減に寄与する。すなわち本実施の形態の製造方法および製造装置を用いれば、測定精度の高い細胞電気生理センサを製造することができる。

なお、センサチップ１４やガラス管１３は角柱形でもよいが、本実施の形態では、センサチップ１４の枠体（図２の２１）およびガラス管１３は共に円筒型のため、加熱時の均熱性が高く、均一な溶着が可能である。また角部がないため、金型２８からの応力が均一に分散し、ガラス管１３およびセンサチップ１４の破損を抑制することができる。

また本実施の形態によれば、金型を用いることによって、内径の大きいガラス管１３を局所的に所定形状に湾曲させることができ、内側のセンサチップ１４と強固に密着させることが出来る。

また金型成形では、燃焼炎を用いないため、窒素雰囲気下で加工することができ、金型の酸化を抑制できる。ここで装置内に酸化物が発生し、センサチップ１４に付着すると、ダストとして細胞電気生理センサの測定誤差の要因となるが、本実施の形態では、このダスト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測定精度を向上させることができる。

また本実施の形態によれば、図２に示すように、ガラス管１３下端部における内壁１３Ｂも内側へ湾曲する。このように湾曲していれば、角部が形成される場合と比較して気泡が発生しにくくなる。

またガラス管１３の下端部における外側面１３Ｃも湾曲しており、下方から上方に向けて外方へ広がるように湾曲している。このようにガラス管１３の先端が丸みを帯びると、このガラス管１３を図１に示す実装基板１１の貫通孔１２に挿入しやすくなる。

なお本実施の形態では、センサチップ１４はガラス管１３の下端部に挿入したが、上端部に挿入してもよい。この場合は、センサチップ１４の下方にガラス管１３が存在することになり、ガラス管１３内部を下側の電解槽として用いることができる。したがって導通孔２３の出口近傍に気泡が付着するのを抑制することができる。よってたとえば下方の電解槽を減圧して細胞を吸引する際、気泡によって圧力が上側の電解槽に伝達されなくなるのを防ぐことができる。また導通孔２３上下間において電気的導通が阻害されるのを抑制することができる。そしてその結果、細胞電気生理センサの測定精度が向上する。

なお、センサチップ１４の向きは上下逆でもよいが、本実施の形態ではＳＯＩ基板を用いているため、二酸化シリコン層が細胞捕捉面（図２の２２）となる向きに配置することがより好ましい。すなわち二酸化シリコン層はシリコン層と比較して高い絶縁性を有する為、センサチップ１４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。

（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８に示すように、ガラス管１３の下方に配置された金型３４でガラス管１３を押圧成形している点である。

この金型３４は、開口部に向けて内径が段階的に大きくなるように、上面に外方へ湾曲する湾曲面３４Ａで形成された凹部３５が設けられている。この凹部３５の底面は、水平な平面とすれば、センサチップ１４を載置できる。

そして本実施の形態では、この凹部３５に吸引口３６が形成されており、この吸引口３６でセンサチップ１４を吸引し、位置決めすることができる。

また本実施の形態では、金型３４の下方にヒータ３０を配置し、このヒータ３０で金型３４を加熱している。

そして本実施の形態では、ガラス管１３の上方にプレスシリンダー２９を配置し、このプレスシリンダー２９でガラス管１３を金型３４に対して垂直に押圧する。

また本実施の形態では、実施の形態１と同様に、ガラス管１３内にはスペーサ２５を配置し、ガラス管１３の上方の開口部にはこのスペーサ２５の平行板部分２５Ａを当接させている。そしてこの平行板部分２５Ａをプレスシリンダー２９で押すものである。

これにより本実施の形態においても、ガラス管１３の下端を内側へ湾曲するように変形させ、センサチップ１４とガラス溶着させることが出来る。

なお、本実施の形態では、スペーサ２５がセンサチップ１４に接触しないように、スペーサ２５のセンサチップ１４との対向面には、溝３７を設けている。これによりセンサチップ１４の損傷を抑制することができる。

また本実施の形態では、ガラス管１３内にスペーサ２５を挿入したが、内部には挿入せず、平行板部分２５Ａのみでもよい。

以上のように本実施の形態では、金型３４を用いてセンサチップ１４を吸引しながら押圧成形を行ったが、図９に示すように、スペーサ２５に吸引口３２を設け、この吸引口３２でセンサチップ１４を吸引しながら押圧成形してもよい。

いずれの場合もセンサチップ１４の位置決めを高精度に行うことができる。また図９に示すように、プレスシリンダー２９は金型３４の下方から押し当てても良く、プレスシリンダー２９にヒータ３０を内蔵してもよい。

（実施の形態３）
本実施の形態と実施の形態１との違いは、図１０に示すように、ガラス管１３の下方に配置された金型３４でガラス管１３を押圧成形している点と、スペーサ２５の挿入部分が円錐台形である点である。

本実施の形態では、まずヒータ３０でガラス管１３全体を加熱しながら、スペーサ２５をその先端側からガラス管１３内に挿入し、ガラス管１３の内径を一方の端部から他方の端部に向けて徐々に広がるように成形する。この時の加熱温度は、ガラス管１３のガラス転移点以上とする。

そしてその後、ガラス管１３の下方から金型３４を押圧成形し、ガラス管１３とセンサチップ１４とを接合させ、ヒータ３０でガラス管１３の軟化点以上に加熱し、これらをガラス溶着させる。

本実施の形態における金型３４には、開口部に向けて内径が段階的に大きくなるように、上面に凹部３５が形成されている。この凹部３５は、底面を水平な面とすれば、センサチップ１４を安定して載置することができ、また金型３４に吸引口３６を設ければ、センサチップ１４を定位置に保持しやすい。

そして本実施の形態では、スペーサ２５を用いて、ガラス管１３を、一方の端部から他方の端部に向けて内径が広がるように形成した後、先端を金型３４で押圧成形するため、センサチップ１４が溶着するガラス管１３の先端の曲率を小さくすることができる。したがって、押圧成形時にガラス管１３の先端に集中する応力を小さくすることができ、ガラス管１３の損傷を抑制することができる。

また本実施の形態により製造された細胞電気生理センサは、図１１に示すように、ガラス管の一方の端部は、先端の外側面１３Ｃが丸みを帯びるように湾曲し、この端部から他方の端部（ガラス管１３の開口部）に向けて内径が広がる構造となる。したがって本実施の形態では、ガラス管１３開口部の内径が大きくなり、ガラス管１３内に発生する気泡をより低減することができる。

なお、本実施の形態では、スペーサ２５の挿入部分は円錐台形としたが、円錐形でもよく、ガラス管１３の側面の角度によって適宜選択可能である。

その他実施の形態１、２と同様の構成および効果は説明を省略する。

以上のように、本発明にかかる細胞電気生理センサは、複数の細胞を一括して効率よく高精度に測定できるため、細胞の電気生理現象の測定に有用である。

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 同細胞電気生理センサの要部拡大断面図 同細胞電気生理センサの製造方法を説明する断面図 （ａ）本発明の実施の形態１における金型の上面図、（ｂ）本発明の実施の形態１における金型の上面図 本発明の実施の形態１における別の例の細胞電気生理センサの製造方法を説明する断面図 本発明の実施の形態１における別の例の細胞電気生理センサの製造方法を説明する断面図 本発明の実施の形態１における別の例の細胞電気生理センサの製造方法を説明する断面図 本発明の実施の形態２における細胞電気生理センサの製造方法を説明する断面図 本発明の実施の形態２における別の例の細胞電気生理センサの製造方法を説明する断面図 本発明の実施の形態３における細胞電気生理センサの製造方法を説明する断面図 本発明の実施の形態３における細胞電気生理センサの要部拡大断面図 従来の細胞電気生理センサの断面図

符号の説明

１１ 実装基板
１２ 貫通孔
１３ ガラス管
１３Ａ 外側面
１３Ｂ 内壁
１３Ｃ 外側面
１４ センサチップ
１５ 電解槽
１６ 流路基板
１７ 電解槽
１８ 電極
１９ 電極
２０ 薄板
２１ 枠体
２２ 細胞捕捉面
２３ 導通孔
２４ 接着剤
２５ スペーサ
２５Ａ 平行板部分
２６ 隙間
２７ 隙間
２８ 金型
２８Ａ 湾曲面
２８Ｂ 斜面
２９ プレスシリンダー
３０ ヒータ
３１ 突起
３２ 吸引口
３３ 面
３４ 金型
３５ 凹部
３６ 吸引口
３７ 溝

Claims (12)

1. 導通孔を有する薄板と、この薄板上に配置された枠体とを有するセンサチップと、
   このセンサチップの外周に配置されたガラス管とを備えた細胞電気生理センサの製造方法であって、
   前記センサチップを前記ガラス管の端部に配置する工程と、
   このガラス管を加熱しながら、その外方に配置された金型で押圧成形し、このガラス管を内側に曲げて前記センサチップとガラス溶着する工程とを有する細胞電気生理センサの製造方法。
2. 前記ガラス管を押圧成形する工程では、
   このガラス管の一方の端部にはセンサチップが挿入され、
   他方の端部は平行板で押さえられている請求項１に記載の細胞電気生理センサの製造方法。
3. 前記ガラス管を押圧成形する工程では、
   前記ガラス管内の空間にスペーサが挿入されている請求項１に記載の細胞電気生理センサの製造方法。
4. 前記スペーサは、円錐形あるいは円錐台形であり、
   その先端側から前記ガラス管内に挿入される請求項３に記載の細胞電気生理センサの製造方法。
5. 吸引口を有する前記スペーサに前記センサチップを吸引し、またこのセンサチップおよび前記スペーサを前記ガラス管内に挿入し、
   その後このセンサチップとガラス管とをガラス溶着する請求項３に記載の細胞電気生理センサの製造方法。
6. 前記ガラス管を押圧成形する工程では、
   内径が段階的に小さくなるようにその内壁に斜面または外方へ湾曲する湾曲面が形成された前記金型を、前記ガラス管の側面に押圧する請求項１から５のいずれか一つに記載の細胞電気生理センサの製造方法。
7. 前記ガラス管を押圧成形する工程では、
   開口部に向けて内径が段階的に大きくなるように、上面に斜面または外方へ湾曲する湾曲面が形成された前記金型を、前記ガラス管の下面に押圧する請求項１から４のいずれか一つに記載の細胞電気生理センサの製造方法。
8. 吸引口を有する前記金型にセンサチップを吸引し、
   その後このセンサチップがガラス管内に挿入されるように、このガラス管を上方から前記金型に押圧する請求項７に記載の細胞電気生理センサの製造方法。
9. 前記ガラス管と前記センサチップと接合して金型を外し、
   その後さらに加熱して前記ガラス管とセンサチップとをガラス溶着させた請求項１から８のいずれか一つに記載の細胞電気生理センサの製造方法。
10. 導通孔を有する薄板と、この薄板上に配置された枠体とを有するセンサチップと、
    このセンサチップが端部に挿入され、このセンサチップとガラス溶着されたガラス管とを備え、
    このガラス管の、前記センサチップが挿入された端部の側面は、内側に湾曲しているとともに、
    このガラスは、軟化点が６５０℃以下のガラスからなる細胞電気生理センサ。
11. 前記ガラス管の一方の端部は、先端が丸みを帯びるように湾曲し、
    他方の端部は直線状である請求項１０に記載の細胞電気生理センサ。
12. 前記ガラス管の一方の端部は、先端が丸みを帯びるように湾曲し、
    この端部から他方の端部に向けて内径が広がる構造である請求項１０に記載の細胞電気生理センサ。

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