JP2009291135A - Cellular electrophysiological sensor - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、細胞の細胞外電位あるいは細胞の活動に発生する物理化学的変化を測定するために用いられる細胞電気生理センサに関するものである。 The present invention relates to a cell electrophysiological sensor used for measuring a physicochemical change generated in an extracellular potential of a cell or a cell activity.
従来の、細胞の電気的活動を指標にして細胞膜に存在するイオンチャネルの機能を解明したり、薬品をスクリーニング(検査)したりする方法として、パッチクランプ法が挙げられる。 As a conventional method for elucidating the function of an ion channel existing in a cell membrane by using the electrical activity of a cell as an index or screening (inspecting) a drug, a patch clamp method can be mentioned.
このパッチクランプ法は、マイクロピペットの先端部分で細胞膜の微小部分(パッチという)を軽く吸引し、マイクロピペットに設けた微小電極プローブを用いて、パッチを横切る電流を、固定(クランプ)した膜電位のもとで測定するものである。そして、これにより、パッチに存在する1個または少数個のイオンチャネルの開閉の様子を電気的に記録することができるものである。そして、これは細胞の生理機能をリアルタイムで調べることのできる数少ない方法の一つである。 In this patch clamp method, a small part of a cell membrane (referred to as a patch) is gently aspirated with the tip of the micropipette, and the membrane potential is obtained by fixing (clamping) the current across the patch using a microelectrode probe provided on the micropipette. Is measured under As a result, the state of opening and closing of one or a small number of ion channels present in the patch can be electrically recorded. This is one of the few methods that can examine the physiological function of cells in real time.
しかしながら、パッチクランプ法はマイクロピペットの作成および操作に特殊な技術・技能を必要とし、一つの試料の測定に多くの時間を要することから、大量の薬品候補化合物を高速でスクリーニングする用途には適していない。 However, the patch clamp method requires special techniques and skills to create and operate a micropipette, and it takes a lot of time to measure a single sample. Therefore, it is suitable for screening a large number of drug candidate compounds at high speed. Not.
これに対して、近年、微細加工技術を利用した平板型の微小電極プローブの開発がなされており、この方法は個々の細胞についてマイクロピペットの挿入を必要としない自動化システムに適している。 On the other hand, in recent years, a flat-plate microelectrode probe utilizing microfabrication technology has been developed, and this method is suitable for an automated system that does not require the insertion of a micropipette for each individual cell.
例えば、細胞保持基板に複数の貫通孔を設け、この貫通孔の開口部に被検体細胞を接着させ、貫通孔の下方に配置した測定電極で、被検体細胞の電位依存性のイオンチャネル活性を測定する技術を開示している(例えば、特許文献1参照)。 For example, a plurality of through-holes are provided in a cell holding substrate, a subject cell is adhered to the opening of the through-hole, and a measurement electrode disposed below the through-hole is used to increase the potential-dependent ion channel activity of the subject cell. A technique for measuring is disclosed (for example, see Patent Document 1).
また、シリコン酸化物製の細胞保持基板(membrane)の内部に2.5μmの貫通孔(hole)を形成し、この貫通孔にヒト培養細胞株の一種であるHEK293細胞を保持させて高い密着性を確保して高精度に細胞外電位を測定する技術を開示している(例えば、非特許文献1参照)。 Further, a 2.5 μm through hole is formed inside a silicon oxide cell holding substrate (membrane), and HEK293 cells, which are a type of human cultured cell line, are held in the through hole to provide high adhesion. Has been disclosed, and a technique for measuring the extracellular potential with high accuracy is disclosed (for example, see Non-Patent Document 1).
さらに、図9に示したように、従来の細胞電気生理センサ31は細胞保持基板32と、この細胞保持基板32の上面に形成された凹部33と、この凹部33の下部から細胞保持基板32の下面まで連結する貫通孔34と、細胞保持基板32の上方に配置された参照電極35と、前記貫通孔34の内部に配置された測定電極36とを備えている。そして、この測定電極36は配線37を経て信号検出部に連結されている。また、前記細胞保持基板32はウエル38の内部に配置されている(例えば、特許文献2参照)。 Furthermore, as shown in FIG. 9, the conventional cell electrophysiological sensor 31 includes a cell holding substrate 32, a recess 33 formed on the upper surface of the cell holding substrate 32, and a lower portion of the cell holding substrate 32. A through hole 34 connected to the lower surface, a reference electrode 35 disposed above the cell holding substrate 32, and a measurement electrode 36 disposed inside the through hole 34 are provided. The measurement electrode 36 is connected to a signal detection unit via a wiring 37. The cell holding substrate 32 is disposed inside the well 38 (see, for example, Patent Document 2).
次に、前記細胞電気生理センサ31の動作方法について、以下に説明する。 Next, the operation method of the cell electrophysiological sensor 31 will be described below.
まず、ウエル38の内部に細胞および電解液40が注入され、細胞が凹部33によってトラップ(捕捉)されて保持される。この凹部33に保持された細胞を以下被検体細胞39という。 First, the cells and the electrolytic solution 40 are injected into the well 38, and the cells are trapped (captured) by the concave portion 33 and held. The cells held in the recesses 33 are hereinafter referred to as subject cells 39.
そして、測定の際には被検体細胞39は貫通孔34の下方から吸引ポンプなどで吸引され、貫通孔34の開口部に密着した状態で保持される。すなわち、この貫通孔34がガラスピペットにおける先端穴と同様の役割を果たしている。そして、被検体細胞39のイオンチャネルの機能性や薬理反応などは、参照電極35と測定電極36との間における反応前後の電圧、あるいは電流を測定し、細胞内外の電位差を求めることによって分析している。
しかしながら、従来の細胞電気生理センサは、参照電極と測定電極との間における電位差の測定値に誤差が生じ、細胞電気生理センサの測定に対する信頼性が低下するという問題があった。 However, the conventional cell electrophysiological sensor has a problem that an error occurs in the measured value of the potential difference between the reference electrode and the measurement electrode, and the reliability of the measurement by the cell electrophysiological sensor is lowered.
それは、流路の内壁面の親水性が低い部分、あるいは細胞保持基板には気泡が残りやすく、この気泡の抵抗値は非常に大きいため、この気泡の有無によって測定値が変動するからであった。 This is because bubbles are likely to remain in the low hydrophilicity part of the inner wall surface of the flow path or on the cell holding substrate, and the resistance value of the bubbles is so large that the measured value varies depending on the presence or absence of the bubbles. .
特に、貫通孔周辺部に発生した気泡は、測定電極で検知する電流、あるいは電圧の測定値を大きく変動させる要因となっていた。 In particular, bubbles generated in the periphery of the through hole have been a factor that greatly fluctuates the measured current or voltage detected by the measurement electrode.
そこで、本発明は、貫通孔の周辺における気泡の発生を抑制するとともに効率良く気泡を除去することによって、測定に対する信頼性に優れた細胞電気生理センサを実現することを目的とする。 Therefore, an object of the present invention is to realize a cell electrophysiological sensor excellent in measurement reliability by suppressing the generation of bubbles around a through hole and efficiently removing bubbles.
前記従来の課題を解決するために、本発明は、貫通孔を有した二層構造のダイアフラムと、このダイアフラムを支持するとともにキャビティを有したフレームとからなり、前記ダイアフラムはシリコン層と二酸化シリコン層の積層構造とし、前記二酸化シリコン層の表面を凹凸形状としたものである。 In order to solve the above-mentioned conventional problems, the present invention comprises a diaphragm having a two-layer structure having a through hole, and a frame that supports the diaphragm and has a cavity. The diaphragm includes a silicon layer and a silicon dioxide layer. The surface of the silicon dioxide layer has a concavo-convex shape.
本発明の細胞電気生理センサは、ダイアフラムの表面を親水性に優れた二酸化シリコンとし、かつその表面を凹凸形状とすることによって、貫通孔の周辺における気泡の発生を抑制するとともに、残留した気泡を効率良く除去することができるセンサ構造とするものである。その結果、ダイアフラムの表面に付着した気泡を除去し、細胞電気生理センサの測定に対する信頼性を向上させることができる。 The cell electrophysiological sensor of the present invention suppresses the generation of bubbles in the periphery of the through-holes by making the surface of the diaphragm silicon dioxide having excellent hydrophilicity and making the surface concavo-convex. The sensor structure can be removed efficiently. As a result, bubbles attached to the surface of the diaphragm can be removed, and the reliability of the measurement by the cell electrophysiological sensor can be improved.
(実施の形態1)
以下、本発明の実施の形態1における細胞電気生理センサの構成について、図面を参照しながら説明する。
(Embodiment 1)
Hereinafter, the configuration of 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の平面図である。また、図3は本実施の形態1の細胞電気生理センサを用いて細胞の電気生理現象を測定する方法を説明するための断面図である。 FIG. 1 is a cross-sectional view of a cell electrophysiological sensor according to Embodiment 1 of the present invention, and FIG. 2 is a plan view of FIG. FIG. 3 is a cross-sectional view for explaining a method for measuring a cell electrophysiological phenomenon using the cell electrophysiological sensor of the first embodiment.
図1及び図2において、本実施の形態1における細胞電気生理センサは、シリコン基板などの入手性、加工性に優れたウエハーを準備し、フォトリソ技術を用いたエッチング加工などによって、一括して作製することができるとともに、高寸法精度で微小な形状を有する細胞電気生理センサを効率よく作製することができる。 1 and 2, the cell electrophysiological sensor according to the first embodiment is prepared in a batch by preparing a wafer having excellent availability and processability such as a silicon substrate and performing etching using a photolithographic technique. In addition, it is possible to efficiently produce a cell electrophysiological sensor having a minute shape with high dimensional accuracy.
特に、シリコンと二酸化シリコンの積層構造を有したSOI基板を用いることが好ましい。このSOI基板は半導体デバイスを作製する際に良く用いられ、入手は容易であり、二酸化シリコンの厚みは所定の厚みに指定することによって容易に作製することができるものである。 In particular, an SOI substrate having a stacked structure of silicon and silicon dioxide is preferably used. This SOI substrate is often used when manufacturing semiconductor devices, and is easily available, and can be easily manufactured by designating the thickness of silicon dioxide to a predetermined thickness.
そして、本実施の形態1における細胞電気生理センサの基本的な構成は、少なくとも一つの貫通孔1を有する薄板状のダイアフラム2を形成しており、このダイアフラム2はシリコン3と二酸化シリコン4からなる積層構造としている。そして、前記二酸化シリコン4の表面は凹凸部4bを有しており、この凹凸部4bを設けることによってダイアフラム2の表面は親水性をより高めることができ、気泡の移動および除去を容易に行うことができる。 The basic configuration of the cell electrophysiological sensor in the first embodiment is to form a thin diaphragm 2 having at least one through hole 1, and the diaphragm 2 is composed of silicon 3 and silicon dioxide 4. It has a laminated structure. And the surface of the said silicon dioxide 4 has the uneven | corrugated | grooved part 4b, By providing this uneven | corrugated | grooved part 4b, the surface of the diaphragm 2 can improve hydrophilicity more, and the movement and removal of a bubble are performed easily. Can do.
また、貫通孔1には測定のための被検体細胞9aが吸引固定されることから、この貫通孔1の近傍の表面は平滑な表面をしている平滑部4aを設けることが好ましい。そして、平滑性は中心線平均粗さ(Ra)で1nm以下が好ましい。これによって、被検体細胞9aの保持性と気密性を高く保持することができるとともに、被検体細胞9aの皮膜表面を損傷することを防止することができる。従って、二酸化シリコン4に平滑部4aを設ける領域は被検体細胞9aの大きさよりも若干大きくなるように貫通孔1の周縁部に設けることが好ましい。 In addition, since the subject cell 9a for measurement is sucked and fixed in the through hole 1, it is preferable to provide a smooth portion 4a having a smooth surface in the vicinity of the through hole 1. The smoothness is preferably 1 nm or less in terms of centerline average roughness (Ra). As a result, the retainability and airtightness of the subject cell 9a can be kept high, and damage to the coating surface of the subject cell 9a can be prevented. Accordingly, it is preferable to provide the region where the smooth portion 4a is provided in the silicon dioxide 4 at the peripheral portion of the through hole 1 so as to be slightly larger than the size of the subject cell 9a.
そして、本実施の形態1における細胞電気生理センサは前記ダイアフラム2を固定支持するとともに測定装置などへの固定配置を容易にするためのフレーム5を設けており、このフレーム5をシリコンとすることによって、中間に二酸化シリコン4を配した市販のSOI基板を加工することによって、寸法精度に優れた細胞電気生理センサを効率よく実現することができる。 The cellular electrophysiological sensor according to the first embodiment is provided with a frame 5 for fixing and supporting the diaphragm 2 and for facilitating a fixed arrangement on a measuring device or the like. By using the frame 5 as silicon, By processing a commercially available SOI substrate having silicon dioxide 4 disposed in the middle, a cell electrophysiological sensor having excellent dimensional accuracy can be efficiently realized.
なお、前記貫通孔1は少なくとも一つあれば良く、複数の細胞9を同時に測定したいときには、複数の貫通孔1を形成することも可能である。これによって、複数の細胞9を複数の被検体細胞9aとして同時に測定することによってS/N比を高めることができる。 Note that at least one through-hole 1 is sufficient, and when it is desired to measure a plurality of cells 9 simultaneously, a plurality of through-holes 1 can be formed. Thus, the S / N ratio can be increased by simultaneously measuring a plurality of cells 9 as a plurality of subject cells 9a.
また、前記フレーム5の内部には液体などを貯留することができるキャビティ6を形成している。このキャビティ6は細胞9などを含んだ液体などを貯留しておくためのものである。そして、このような構成の細胞電気生理センサは液体の中で浮遊している複数の細胞9の中から、吸引などの手段によって貫通孔1を塞ぐように細胞9を固定して被検体細胞9aとすることができる。その後、この被検体細胞9aの薬液などに対する反応を接続された電極にて測定するものである。 Further, a cavity 6 capable of storing a liquid or the like is formed inside the frame 5. The cavity 6 is for storing a liquid containing cells 9 and the like. The cell electrophysiological sensor having such a configuration fixes the cell 9 from the plurality of cells 9 floating in the liquid so as to close the through-hole 1 by means such as suction, and the subject cell 9a. It can be. Thereafter, the reaction of the subject cell 9a with respect to the drug solution or the like is measured with a connected electrode.
特に、本実施の形態1における細胞電気生理センサの構成の特徴は、ダイアフラム2をシリコン3と二酸化シリコン4の積層構造とし、この二酸化シリコン4の表出面を凹凸形状とした構成としていることである。このような構造とすることによって、親水性に優れた二酸化シリコン4を表出面とし、その表出面を凹凸形状とすることによって、その親水性を更に高めてダイアフラム2の表面における気泡の発生の抑制と気泡の除去を容易に行うことができることから高精度な測定を可能とする細胞電気生理センサを実現することができるものである。 In particular, the feature of the configuration of the cell electrophysiological sensor in the first embodiment is that the diaphragm 2 has a laminated structure of silicon 3 and silicon dioxide 4, and the exposed surface of the silicon dioxide 4 has an uneven shape. . By adopting such a structure, the silicon dioxide 4 having excellent hydrophilicity is used as an exposed surface, and the exposed surface is formed into an uneven shape, whereby the hydrophilicity is further enhanced and the generation of bubbles on the surface of the diaphragm 2 is suppressed. Therefore, it is possible to realize a cell electrophysiological sensor that enables highly accurate measurement.
ここで、この凹凸形状を有した二酸化シリコン4の表面に、分注器などを用いて液滴状の細胞9を分散させた液体をキャビティ6の内部へ注入したとき、液体は表面張力によって球面状の外観形状を形成しており、そのまま自動分注機などを介してキャビティ6の中へ所定量の液体を分注する必要がある。そして、安定に精度良く被検体細胞9aの電気化学的変化を測定するためには、貫通孔1の周辺に気泡の残留していない状態で液体を充填しておくことが重要である(図3参照)。これを実現するために、ダイアフラム2の表面を図1に示したような親水性に優れた表面構造にしておくことによって、滴下した液滴は凹凸部4bの先端部から速やかに濡れ広がりを示すようになり、気泡の発生の抑制と気泡の除去を効率よく行うことができるダイアフラム2を実現することができる。 Here, when a liquid in which droplet-like cells 9 are dispersed using a dispenser or the like is injected into the cavity 6 on the surface of the silicon dioxide 4 having the concavo-convex shape, the liquid is spherical by surface tension. It is necessary to dispense a predetermined amount of liquid into the cavity 6 via an automatic dispenser or the like as it is. In order to measure the electrochemical change of the subject cell 9a stably and accurately, it is important to fill the liquid around the through hole 1 with no bubbles remaining (FIG. 3). reference). In order to realize this, the surface of the diaphragm 2 has a surface structure with excellent hydrophilicity as shown in FIG. 1, so that the dropped liquid droplets quickly spread from the tip of the concavo-convex portion 4b. Thus, it is possible to realize the diaphragm 2 that can efficiently suppress the generation of bubbles and remove the bubbles.
ここで、二酸化シリコン4の表出面である凹凸部4bの表面粗さはRa≧5nmが好ましく、より好ましくはRa:5〜200nmである。Raが5nmを下回ると親水性が低下し、200nmを上回ると加工性が低下するからである。この凹凸部4bは生産性の観点からエッチング技術を用いることが好ましい。 Here, as for the surface roughness of the uneven | corrugated | grooved part 4b which is an exposed surface of the silicon dioxide 4, Ra> = 5nm is preferable, More preferably, Ra: 5-200nm. It is because hydrophilicity will fall when Ra is less than 5 nm, and workability will fall when it exceeds 200 nm. It is preferable to use an etching technique for the uneven portion 4b from the viewpoint of productivity.
このような構成の細胞電気生理センサを用いて、気泡が残留しない状態で液体を充填し、例えばキャビティ6の内部に細胞9を分散させた細胞外液10を貯留し、その内の一個の細胞9を貫通孔1の上に吸引手段などによってトラップさせることによって高精度に測定することができる被検体細胞9aとすることができる。 Using the cell electrophysiological sensor having such a configuration, a liquid is filled in a state where no bubbles remain, for example, an extracellular fluid 10 in which cells 9 are dispersed inside the cavity 6 is stored, and one cell therein By trapping 9 on the through-hole 1 by suction means or the like, it is possible to obtain a subject cell 9a that can be measured with high accuracy.
一方、気泡の発生の抑制と除去という観点からはダイアフラム2の表出面を全て凹凸部4bからなる二酸化シリコン4で構成することが好ましいが、貫通孔1に吸引された被検体細胞9aは薄い皮膜にて保護された形態をしており、この二酸化シリコン4の突起部によって被検体細胞9aの薄い皮膜が損傷する可能性がある。 On the other hand, from the viewpoint of suppressing and removing the generation of bubbles, it is preferable that the exposed surface of the diaphragm 2 is composed entirely of silicon dioxide 4 composed of the concavo-convex portions 4b, but the subject cell 9a sucked into the through hole 1 is a thin film The thin film of the subject cell 9a may be damaged by the protrusions of the silicon dioxide 4.
これを防止するため、貫通孔1の周縁部の表面は平滑な形状を有していることが好ましい。 In order to prevent this, it is preferable that the surface of the peripheral portion of the through hole 1 has a smooth shape.
また、被検体細胞9aは貫通孔1を塞ぐように吸引固定し、貫通孔1によって分離された二つの領域の電気的な変化を測定することから、被検体細胞9aの貫通孔1における気密性は重要なファクターである。この気密性を高く均質に保持することからも貫通孔1の周縁部の二酸化シリコン4は平滑部4aで構成することが好ましい。これによって、気密性を安定して保持しながら被検体細胞9aの電気的変化を測定することができる。ここで、細胞9の大きさは数μm〜50μmであるので、細胞9の大きさより若干大きな面積の平滑な二酸化シリコン4の表出面とすることが好ましい。 Further, the subject cell 9a is sucked and fixed so as to block the through-hole 1, and the electrical change in the two regions separated by the through-hole 1 is measured, so that the hermeticity of the subject cell 9a in the through-hole 1 is measured. Is an important factor. In order to keep the airtightness high and uniform, the silicon dioxide 4 at the peripheral edge of the through-hole 1 is preferably composed of a smooth portion 4a. As a result, the electrical change of the subject cell 9a can be measured while stably maintaining the airtightness. Here, since the size of the cell 9 is several μm to 50 μm, it is preferable that the surface of the smooth silicon dioxide 4 is slightly larger than the size of the cell 9.
これに対して、凹凸部4bを有した二酸化シリコン4を設けていないセンサ構造では、マイクロピペットを用いて液体を分注するときなど、マイクロピペットの先端にできる液滴がそのままの状態で滴下され、キャビティ6の内部に存在していた空気などの気泡をうまく除去できなくなり、ダイアフラム2の表面に気泡となって残存することが問題であった。 On the other hand, in the sensor structure in which the silicon dioxide 4 having the concavo-convex portion 4b is not provided, when the liquid is dispensed using the micropipette, the droplet formed at the tip of the micropipette is dropped as it is. The problem was that bubbles such as air that existed in the cavity 6 could not be removed well and remained on the surface of the diaphragm 2 as bubbles.
そして、この気泡が貫通孔1の近傍に残存していると、吸引手段を用いて貫通孔1の上方に固定させた被検体細胞9aの電気化学的変化である電流あるいは電圧の微小変化を高精度に測定することが困難であった。 If the bubbles remain in the vicinity of the through-hole 1, a minute change in current or voltage, which is an electrochemical change of the subject cell 9a fixed above the through-hole 1 using suction means, is increased. It was difficult to measure accurately.
また、細胞の電気生理現象の測定を安定して行うためには、前記貫通孔1の大きさは被検体細胞9aの大きさよりも少し小さな形状とし、この貫通孔1を塞ぐように被検体細胞9aを吸引などの手段によって被検体細胞9aを固定しておける形状とすることが好ましく、前記貫通孔1の開口部の直径は3μmとした。 In addition, in order to stably measure the electrophysiological phenomenon of the cell, the size of the through hole 1 is slightly smaller than the size of the subject cell 9a, and the subject cell is closed so as to close the through hole 1. It is preferable that 9a has a shape in which the subject cell 9a can be fixed by means such as suction, and the diameter of the opening of the through hole 1 is 3 μm.
このように、細胞9の大きさが5〜50μm程度である場合、細胞9と貫通孔1とを高い密着性を持って保持するには、貫通孔1の開口部の直径を3μm以下とすることが望ましいからである。 Thus, when the size of the cell 9 is about 5 to 50 μm, in order to hold the cell 9 and the through hole 1 with high adhesion, the diameter of the opening of the through hole 1 is set to 3 μm or less. This is because it is desirable.
なお、この貫通孔1の開口部の最適な大きさは、測定する被検体細胞9aの形状、性質によって決定することができる。 The optimum size of the opening of the through hole 1 can be determined by the shape and properties of the subject cell 9a to be measured.
そして、ダイアフラム2の厚みは10〜300μmとすることが加工性、機械的強度等の観点から好ましい。 And it is preferable that the thickness of the diaphragm 2 shall be 10-300 micrometers from viewpoints, such as workability and mechanical strength.
また、キャビティ6の内径は100μm〜2.0mmとすることが生産性の観点から好ましい。100μmより小さくなると液体の分注などが困難となるとともに、気泡の残留が多く発生するようになる。また、2mmを越えるとセンサの生産性が低下するとともに、少量の細胞9を含んだ液体等の測定に不向きとなる。 Moreover, it is preferable from a viewpoint of productivity that the internal diameter of the cavity 6 shall be 100 micrometers-2.0 mm. When the thickness is smaller than 100 μm, it becomes difficult to dispense liquid, and a large amount of bubbles remain. On the other hand, if it exceeds 2 mm, the productivity of the sensor is lowered and it is not suitable for measuring a liquid containing a small amount of cells 9.
また、このダイアフラム2を支持するとともに液体を貯留しておくためのキャビティ6を有したフレーム5から構成することが機械的強度と取り扱いの観点から好ましい。 Moreover, it is preferable from the viewpoint of mechanical strength and handling that the diaphragm 2 is configured to support the diaphragm 2 and have a cavity 6 for storing liquid.
次に、前記のような構成を有する細胞電気生理センサを用いて、細胞9が活動する際に発する電気生理活動を測定する方法について、図面を用いてさらに詳細に説明する。図3は前記細胞電気生理センサを測定装置にセットした際の測定装置の模式断面図である。 Next, a method for measuring the electrophysiological activity generated when the cell 9 is activated using the cell electrophysiological sensor having the above-described configuration will be described in more detail with reference to the drawings. FIG. 3 is a schematic cross-sectional view of the measuring device when the cellular electrophysiological sensor is set in the measuring device.
図3に示したように、細胞電気生理センサはプラスチックなどの絶縁体からなる容器17の内部に設けた仕切り板14の内部にセットされている。そして、この仕切り板14の上層部には液体を貯留するためのウエル15を配置している。 As shown in FIG. 3, the cell electrophysiological sensor is set inside a partition plate 14 provided inside a container 17 made of an insulator such as plastic. A well 15 for storing a liquid is disposed in the upper layer portion of the partition plate 14.
また、前記仕切り板14とウエル15は樹脂などで構成することが生産性、加工性及び寸法精度などの観点から好ましい。 The partition plate 14 and the well 15 are preferably made of resin or the like from the viewpoints of productivity, workability, dimensional accuracy, and the like.
さらに、この仕切り板14の内部には開口部を設けており、細胞電気生理センサは開口部の内部にダイアフラム2が下面側とし、開口部に液漏れが発生しないように隙間無く接合することによって、容器17の内部の空間はダイアフラム2を境に2つの領域に仕切られることとなり、仕切り板14によって仕切られた上下の領域内には細胞外液10または培養液などの液体と細胞内液11または薬液などの液体がそれぞれ貯留されることとなる。そして、これらの被検体細胞9aの上下の液体の移動は貫通孔1を介してのみ行われることとなる。また、容器17の一部を用いて仕切り板14の下面側には流路16を形成しておき、この流路16の内部にマイクロポンプなどの送液手段を用いて細胞内液11あるいは薬液などの液体を充填、除去することができるようにしている。 In addition, an opening is provided inside the partition plate 14, and the cell electrophysiological sensor is formed with the diaphragm 2 on the lower surface side inside the opening, and joined without gaps so that liquid leakage does not occur in the opening. The space inside the container 17 is divided into two regions with the diaphragm 2 as a boundary. In the upper and lower regions partitioned by the partition plate 14, a liquid such as the extracellular fluid 10 or the culture fluid and the intracellular fluid 11 are placed. Or liquids, such as a chemical | medical solution, will be stored, respectively. The movement of the liquid above and below these subject cells 9a is performed only through the through hole 1. In addition, a channel 16 is formed on the lower surface side of the partition plate 14 using a part of the container 17, and the intracellular solution 11 or the drug solution is provided inside the channel 16 by using a liquid feeding means such as a micropump. It is possible to fill and remove such liquids.
さらに、仕切り板14の上側には細胞外液10中に銀・塩化銀電極などで構成した参照電極12を配置し、仕切り板14の下側には細胞内液11中に銀・塩化銀電極などで構成した測定電極13を配置している。 Further, a reference electrode 12 composed of a silver / silver chloride electrode or the like is disposed in the extracellular solution 10 on the upper side of the partition plate 14, and a silver / silver chloride electrode is placed in the intracellular solution 11 on the lower side of the partition plate 14. The measurement electrode 13 comprised by these is arrange | positioned.
なお、これらの参照電極12と測定電極13が入れ替わっていても良い。また、参照電極12及び測定電極13は、クロム、チタン、銅、金、白金、銀および塩化銀からなる材料から選択することも可能である。さらに、参照電極12及び測定電極13は針状の微小電極プローブを用いてもよい。 The reference electrode 12 and the measurement electrode 13 may be interchanged. The reference electrode 12 and the measurement electrode 13 can be selected from materials consisting of chromium, titanium, copper, gold, platinum, silver, and silver chloride. Further, the reference electrode 12 and the measurement electrode 13 may be needle-shaped microelectrode probes.
次に、上記のような細胞電位測定装置を準備した状態で、測定対象である細胞外液10などの液体中に分散させた細胞9を容器17の上部側より分注器を用いて分注し、その後吸引ポンプなどを用いて仕切り板14の下側が低圧になるように吸引力を制御することによって、仕切り板14の上下間に所定の圧力差を発生させる。このとき、一個の細胞9が貫通孔1の開口部に引き寄せられて吸引保持され、被検体細胞9aとしている。 Next, with the cell potential measuring device as described above prepared, the cells 9 dispersed in a liquid such as the extracellular fluid 10 to be measured are dispensed from the upper side of the container 17 using a dispenser. Then, by using a suction pump or the like to control the suction force so that the lower side of the partition plate 14 becomes a low pressure, a predetermined pressure difference is generated between the upper and lower sides of the partition plate 14. At this time, one cell 9 is attracted and held by the opening of the through-hole 1 to form a subject cell 9a.
そして、この圧力差が維持されていると十分な密着性が確保されることとなり、内部にある細胞外液10と細胞内液11との間で電気的抵抗値を持つようになる。 And if this pressure difference is maintained, sufficient adhesiveness will be ensured and it will have an electrical resistance value between the extracellular fluid 10 and the intracellular fluid 11 which are inside.
この被検体細胞9aの吸引圧力を制御することによって前記被検体細胞9aの皮膜の一部を破るとともに、さらに被検体細胞9aの貫通孔1の下面側より、細胞内液11を注入することによって、被検体細胞9aの一部に細胞内液11と接触させることができる。これによって、被検体細胞9aの電気化学的変化を測定できる状態となる。 By controlling the suction pressure of the subject cell 9a, a part of the coating of the subject cell 9a is broken, and the intracellular fluid 11 is injected from the lower surface side of the through hole 1 of the subject cell 9a. A part of the subject cell 9a can be brought into contact with the intracellular fluid 11. As a result, the electrochemical change of the subject cell 9a can be measured.
次に、この電気的変化を測定するために、細胞外液10に接続するように参照電極12を配置するとともに、細胞内液11に接続する測定電極13を配置し、この参照電極12と測定電極13との間で電流あるいは電圧変化を測定することによって被検体細胞9aの電気化学的変化を測定検出することができる。 Next, in order to measure this electrical change, the reference electrode 12 is disposed so as to be connected to the extracellular fluid 10, and the measurement electrode 13 that is connected to the intracellular fluid 11 is disposed. By measuring the current or voltage change with the electrode 13, the electrochemical change of the subject cell 9a can be measured and detected.
例えば、被検体細胞9aに薬品などの化学化合物などの刺激が加わると、被検体細胞9aは電気生理的応答を示すこととなり、その結果、参照電極12と測定電極13との間において、例えば電圧、電流などの電気的応答として観測することができる。 For example, when a stimulus such as a chemical compound such as a drug is applied to the subject cell 9a, the subject cell 9a exhibits an electrophysiological response. As a result, for example, a voltage is applied between the reference electrode 12 and the measurement electrode 13. It can be observed as an electrical response such as current.
ここで、細胞外液10とは、例えば、哺乳類筋細胞の場合、代表的にはK+イオンが4mM程度、Na+イオンが145mM程度、Cl-イオンが123mM程度添加された電解液であり、細胞内液11とは、例えば、哺乳類筋細胞の場合、代表的にはK+イオンが155mM、Na+イオンが12mM程度、Cl-イオンが4.2mM程度添加された電解液である。 Here, for example, in the case of mammalian muscle cells, the extracellular fluid 10 is typically 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, For example, in the case of mammalian muscle cells, the intracellular solution 11 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.
なお、細胞外液10と細胞内液11とは、本実施の形態1のように異なる組成のものを用いてもよく、同じものを用いてもよい。 In addition, the thing of a different composition may be used for the extracellular fluid 10 and the intracellular fluid 11 like this Embodiment 1, and you may use the same thing.
そして、ウエル15に細胞外液10を充填すると、ウエル15の内部に設置された参照電極12と流路16の内部に設置された測定電極13との間で、100kΩ〜10MΩ程度の抵抗値を観察することができる。これは細胞電気生理センサに設けられた貫通孔1に電解液が浸透し、それぞれの電極12,13との間で電気回路が形成されるからである。 When the well 15 is filled with the extracellular fluid 10, a resistance value of about 100 kΩ to 10 MΩ is generated between the reference electrode 12 installed in the well 15 and the measurement electrode 13 installed in the flow channel 16. Can be observed. This is because the electrolytic solution penetrates through the through hole 1 provided in the cell electrophysiological sensor, and an electric circuit is formed between the electrodes 12 and 13.
次に、例えば流路16の一方を封止し、他方から減圧することで、細胞9は貫通孔1へ引き付けられ、ついにはこの貫通孔1を塞ぐことによって被検体細胞9aとなり、細胞外液10を充填したキャビティ6と細胞内液11などの液体を充填した流路16との電気抵抗は十分に高くなる。 Next, for example, one of the channels 16 is sealed, and the pressure is reduced from the other, so that the cells 9 are attracted to the through-holes 1. The electrical resistance between the cavity 6 filled with 10 and the flow path 16 filled with a liquid such as the intracellular fluid 11 is sufficiently high.
そして、さらに減圧を続ける、もしくはナイスタチンのように被検体細胞9aの外壁を溶解する作用のある薬液を流路16の内部に導入することで、被検体細胞9aに微細小孔を形成する。 Then, by further reducing the pressure or introducing a chemical solution having an action of dissolving the outer wall of the subject cell 9a, such as nystatin, into the flow channel 16, a minute hole is formed in the subject cell 9a.
その後、この被検体細胞9aに化学的刺激、あるいは物理的刺激を付与する。この化学的刺激としては、化学薬品、毒物、物理的刺激としては機械的変異、光、熱、電気、電磁波などが挙げられる。 Thereafter, chemical stimulation or physical stimulation is applied to the subject cell 9a. Examples of chemical stimuli include chemicals, poisons, and physical stimuli include mechanical mutation, light, heat, electricity, and electromagnetic waves.
そして、被検体細胞9aがこれらの刺激に対して活発に反応する場合、被検体細胞9aはその細胞膜にあるイオンチャネルを通じて各種イオンを放出あるいは吸収する。そうすると、被検体細胞9aを通るイオン電流が発生し、この被検体細胞9aの内外の電位勾配が変化するため、この変化を反応前後の参照電極12と測定電極13との間の電圧、あるいは電流を測定することによって検出することができる。 When the subject cell 9a actively responds to these stimuli, the subject cell 9a releases or absorbs various ions through ion channels in the cell membrane. Then, an ionic current passing through the subject cell 9a is generated, and the potential gradient inside and outside the subject cell 9a changes. Therefore, this change is caused by the voltage or current between the reference electrode 12 and the measurement electrode 13 before and after the reaction. Can be detected by measuring.
そして、このとき貫通孔1の近傍に気泡が存在すれば、抵抗値の増大により測定電極13で検知する電流・電圧の測定値が変動するが、図1に示したような構成の細胞電気生理センサを用いることによって残留する気泡の発生を抑制することができるとともに、残留した気泡を速やかに除去することができるセンサ構造を実現していることから、測定の信頼性を高めた細胞電気生理センサを実現することができる。 At this time, if bubbles exist in the vicinity of the through-hole 1, the measured value of the current / voltage detected by the measurement electrode 13 fluctuates due to the increase of the resistance value. However, the cell electrophysiology having the configuration as shown in FIG. Cell electrophysiological sensor with improved measurement reliability because it has a sensor structure that can suppress the generation of residual bubbles by using the sensor and can quickly remove the remaining bubbles. Can be realized.
次に、本実施の形態1における細胞電気生理センサの製造方法について図面を用いて説明する。図4〜図8は製造方法を説明するための工程の断面図である。 Next, the manufacturing method of the cell electrophysiological sensor in this Embodiment 1 is demonstrated using drawing. 4-8 is sectional drawing of the process for demonstrating a manufacturing method.
まず、図4に示すように、厚みが約20μmのシリコン層20、厚みが約2μmの二酸化シリコン層21、厚みが400〜500μmのシリコン層22からなるSOI基板を準備し、貫通孔1を形成するシリコン層20の一面にレジストマスク(図示せず)を形成する。このとき、レジストマスクのマスクホールの形状は所望の貫通孔1の形状とほぼ同じになるように設計している。本実施の形態1では貫通孔1の最小開口径を3μmとしたため、マスクホールの開口径も3μmとした。 First, as shown in FIG. 4, an SOI substrate including a silicon layer 20 having a thickness of about 20 μm, a silicon dioxide layer 21 having a thickness of about 2 μm, and a silicon layer 22 having a thickness of 400 to 500 μm is prepared, and the through hole 1 is formed. A resist mask (not shown) is formed on one surface of the silicon layer 20 to be formed. At this time, the shape of the mask hole of the resist mask is designed to be substantially the same as the desired shape of the through hole 1. In the first embodiment, since the minimum opening diameter of the through hole 1 is 3 μm, the opening diameter of the mask hole is also 3 μm.
その後、ドライエッチング技術を用いてシリコン層20の表面からエッチングを行い、貫通孔1の一部となる凹部23を形成する。このとき、凹部23を高精度に形成する際には、エッチングを促進するSF6などのエッチングガスと、エッチングを抑制するガスを交互に用いたドライエッチング加工を行うことが好ましい。このエッチングを抑制するガスとしてはCHF3、C4F8などがあり、このエッチングを抑制するガスをエッチングされた壁面に吹き付けると、その表面にCF2のポリマーである保護膜を形成するため、貫通孔1を形成する凹部23の最深部からシリコン層20の表出面に向けてほぼ垂直に凹部23を形成させることができる。そして、ドライエッチングガスとしてシリコンのエッチングを促進するSF6などを用いると、エッチンググレードの差により二酸化シリコン層21がエッチングストップ層となる。このようなエッチング技術を用いることによって、貫通孔1の深さを所定形状に高精度に形成することができ、微少形状であっても容易に作製することができる製造方法とすることができる。 Thereafter, etching is performed from the surface of the silicon layer 20 by using a dry etching technique to form a recess 23 that becomes a part of the through hole 1. At this time, when the recess 23 is formed with high accuracy, it is preferable to perform dry etching processing using alternately an etching gas such as SF 6 that promotes etching and a gas that suppresses etching. Gases for suppressing this etching include CHF 3 , C 4 F 8 and the like. When a gas for suppressing this etching is sprayed on the etched wall surface, a protective film that is a polymer of CF 2 is formed on the surface. The concave portion 23 can be formed substantially perpendicularly from the deepest portion of the concave portion 23 forming the through hole 1 toward the exposed surface of the silicon layer 20. When SF 6 or the like that promotes silicon etching is used as the dry etching gas, the silicon dioxide layer 21 becomes an etching stop layer due to the difference in etching grade. By using such an etching technique, the depth of the through hole 1 can be formed in a predetermined shape with high accuracy, and a manufacturing method that can be easily manufactured even if it is a minute shape can be obtained.
次に、図5に示すように、凹部23から二酸化シリコン層21の下面までドライエッチングを行い、これによって貫通孔1となるビアホールを形成することができる。このとき、二酸化シリコン層21を、SOI基板の上面から例えばCF4などのガスを用いてエッチングすることによって貫通孔1を形成することができる。その後、レジストマスクを除去する。 Next, as shown in FIG. 5, dry etching is performed from the recess 23 to the lower surface of the silicon dioxide layer 21, thereby forming a via hole that becomes the through hole 1. At this time, the through-hole 1 can be formed by etching the silicon dioxide layer 21 from the upper surface of the SOI substrate using a gas such as CF 4 . Thereafter, the resist mask is removed.
次に、シリコン層22の表出面にレジストマスク(図示せず)を形成した後、シリコン層22から二酸化シリコン層21までをエッチングを促進するSF6などのエッチングガスを用いて前記と同様のエッチング法を用いてエッチングすることによって、図6に示したようにフレーム5とキャビティ6を形成することができる。このときも、二酸化シリコン層21がエッチングストップ層となるので、高精度にフレーム5およびキャビティ6を作製可能となる。 Next, after forming a resist mask (not shown) on the exposed surface of the silicon layer 22, etching similar to the above is performed using an etching gas such as SF 6 that promotes etching from the silicon layer 22 to the silicon dioxide layer 21. By etching using the method, the frame 5 and the cavity 6 can be formed as shown in FIG. Also at this time, since the silicon dioxide layer 21 becomes an etching stop layer, the frame 5 and the cavity 6 can be manufactured with high accuracy.
なお、前記製造方法において、SOI基板を用いて一括して前記センサを作製することが可能であり、各製造工程のレジストマスクを工夫しながら作製すると、一括して多数の細胞電気生理センサを作製することができる。 In the manufacturing method, it is possible to manufacture the sensor at once using an SOI substrate. When the resist mask for each manufacturing process is devised, a large number of cell electrophysiological sensors are manufactured at once. can do.
次に、図7に示したように二酸化シリコン層21のキャビティ6側の貫通孔1の周縁部に所定寸法となるようにレジストマスク(図示せず)を形成する。ここでは、20μmφの円形状を有したレジストマスクを形成した。そして、このレジストマスクの形成方法はディスペンサあるいはインクジェット工法を用いて形成することができる。レジストマスクを形成した後、二酸化シリコン層21の表出面に凹凸を形成するためのエッチング処理を行う。これに用いるエッチングガスとしてはCHF3とArガスとの混合ガスを用いてプラズマエッチングを行うことによって表出した二酸化シリコン層21の表面に凹凸加工を施して凹凸部4bを形成することができる。このとき、プラズマの発生条件を変化させることによって凹凸部4bの表面粗さを制御することができ、これを制御することによって凹凸部4bの表面粗さをRa≧5〜100nmの範囲で形成し、それぞれのサンプルについて、その親水性の評価と気泡の状況をそれぞれの表面粗さについて確認し、前記範囲において気泡の発生の抑制と除去を効率よく行うことができる表面性を有していることを確認できた。 Next, as shown in FIG. 7, a resist mask (not shown) is formed at a peripheral portion of the through hole 1 on the cavity 6 side of the silicon dioxide layer 21 so as to have a predetermined dimension. Here, a resist mask having a circular shape of 20 μmφ was formed. The resist mask can be formed using a dispenser or an ink jet method. After the resist mask is formed, an etching process for forming irregularities on the exposed surface of the silicon dioxide layer 21 is performed. As the etching gas used for this, the surface of the silicon dioxide layer 21 exposed by performing plasma etching using a mixed gas of CHF 3 and Ar gas can be processed to form the uneven portion 4b. At this time, the surface roughness of the concavo-convex portion 4b can be controlled by changing the plasma generation condition. By controlling this, the surface roughness of the concavo-convex portion 4b is formed in the range of Ra ≧ 5 to 100 nm. For each sample, its hydrophilicity and the state of bubbles are confirmed for each surface roughness, and it has a surface property that can efficiently suppress and remove bubbles in the above range. Was confirmed.
また、凹凸加工の後、レジストマスクを除去することによって、貫通孔1の周縁部に平滑部4aを形成することができる。このとき、平滑部4aの大きさは測定する細胞の大きさによって変更することが好ましく、細胞の大きさよりも若干大きく設計しておくことが好ましい。これによって、この平滑部4aの一部は被検体細胞9aの一部が接触することになり、表面が1nm(Ra)以下の平滑性を有しておれば、被検体細胞9aの皮膜に傷が入らないことと、貫通孔1より吸引したときに密着性が高めることによる高いシール性(Gシール性)を発揮することができ、高精度に測定することができる細胞電気生理センサを作製することができる。 Moreover, the smooth part 4a can be formed in the peripheral part of the through-hole 1 by removing a resist mask after uneven | corrugated processing. At this time, the size of the smooth portion 4a is preferably changed according to the size of the cell to be measured, and is preferably designed to be slightly larger than the size of the cell. Thus, a part of the subject cell 9a comes into contact with a part of the smooth portion 4a. If the surface has a smoothness of 1 nm (Ra) or less, the skin of the subject cell 9a is damaged. A cell electrophysiological sensor capable of exhibiting high sealing performance (G sealing performance) due to the fact that adhesion does not enter and that adhesion is enhanced when sucked through the through-hole 1, and can be measured with high accuracy. be able to.
なお、凹凸部4bを形成する方法としては、サンドブラスト法、HFなどの化学エッチング法などを適宜用いることができる。 In addition, as a method of forming the uneven portion 4b, a sand blast method, a chemical etching method such as HF, or the like can be used as appropriate.
次に、図8を用いて別の例の細胞電気生理センサの構成について説明する。 Next, the configuration of another example of the cell electrophysiological sensor will be described with reference to FIG.
図8に示した細胞電気生理センサが、図1で示した細胞電気生理センサの構成と大きく異なっているところは、貫通孔1の内壁面およびフレーム5の内壁面に二酸化シリコン膜25を形成していることである。これによって、さらに気泡の発生の抑制と除去を効率よく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。これは、液体と接触するシリコンの表面を二酸化シリコン膜25で被覆することによって親水性を高めることによってそれぞれの壁面から気泡の発生を抑制するとともに、気泡の残留を大幅に低減しながら薬液などの液体を充填することができるものである。特に、少なくとも貫通孔1の内壁面およびフレーム5の内壁面を二酸化シリコン膜25で被覆することが好ましい。その理由は、被検体細胞9aの測定を行うときに気泡の影響を受けやすい箇所であるからである。 The cellular electrophysiological sensor shown in FIG. 8 differs greatly from the configuration of the cellular electrophysiological sensor shown in FIG. 1 in that a silicon dioxide film 25 is formed on the inner wall surface of the through hole 1 and the inner wall surface of the frame 5. It is that. This makes it possible to realize a cell electrophysiological sensor that can more efficiently suppress and remove bubbles. This is because the surface of silicon that comes into contact with the liquid is covered with a silicon dioxide film 25 to enhance the hydrophilicity, thereby suppressing the generation of bubbles from the respective wall surfaces, and reducing the residual of bubbles while reducing the residual of bubbles. It can be filled with a liquid. In particular, at least the inner wall surface of the through hole 1 and the inner wall surface of the frame 5 are preferably covered with the silicon dioxide film 25. The reason is that it is a portion that is easily affected by bubbles when the subject cell 9a is measured.
このような細胞電気生理センサを作製するためには、表出したシリコンの表面を温度;700℃以上、および酸素の存在下で熱酸化することによって、シリコンの表面を熱酸化し、二酸化シリコン膜25として形成することができる。なお、水蒸気を加えて熱処理することも有効である。 In order to fabricate such a cell electrophysiological sensor, the surface of the exposed silicon is thermally oxidized at a temperature of 700 ° C. or higher and in the presence of oxygen to thermally oxidize the surface of the silicon, thereby forming a silicon dioxide film. 25 can be formed. It is also effective to perform heat treatment by adding water vapor.
そして、この熱酸化による二酸化シリコン膜25の皮膜は5nm以上が好ましい。5nmを下回ると均一な欠陥の少ない熱酸化膜を得ることが困難となる。 And the film of the silicon dioxide film 25 by this thermal oxidation is preferably 5 nm or more. If the thickness is less than 5 nm, it is difficult to obtain a uniform thermal oxide film with few defects.
そして、この細胞電気生理センサの表面の親水性を維持しておくためには、表面に付着した炭素分子を除去した清浄な表面としておくことが好ましい。清浄化した後、速やかに純水を充填した容器の内部に前記センサを保管しておくことによって、表面の清浄度を保持することができる。また、このときの親水性は接触角で10°以下であることが好ましい。この接触角は測定対象の表面にイオン除去された純水の水滴を塗布して測定することができる。 And in order to maintain the hydrophilicity of the surface of this cell electrophysiological sensor, it is preferable to make it the clean surface which removed the carbon molecule adhering to the surface. After cleaning, the cleanliness of the surface can be maintained by storing the sensor immediately inside a container filled with pure water. Further, the hydrophilicity at this time is preferably 10 ° or less in terms of contact angle. This contact angle can be measured by applying pure water droplets from which ions have been removed to the surface of the object to be measured.
このように、キャビティ6の内壁面、ダイアフラム2の表出面および貫通孔1の内壁面などの液体が接触する全ての表面を親水性としておくことがより好ましい。これによって、各種測定のための液体との濡れ性を高めることによって、気泡の発生をさらに抑制することができる。これによって、細胞電気生理センサの壁面と薬液などの液体との濡れ性を高め、速やかに液体をキャビティ6から貫通孔1の内部へ充填することができるとともに、貫通孔1の周辺に気泡の無い状態で充填することができる細胞電気生理センサを実現できる。 Thus, it is more preferable that all surfaces such as the inner wall surface of the cavity 6, the exposed surface of the diaphragm 2, and the inner wall surface of the through hole 1 are in contact with each other. Thereby, the generation of bubbles can be further suppressed by increasing the wettability with the liquid for various measurements. Thereby, the wettability between the wall of the cell electrophysiological sensor and a liquid such as a chemical solution can be improved, and the liquid can be quickly filled into the through hole 1 from the cavity 6 and there is no bubble around the through hole 1. A cell electrophysiological sensor that can be filled in a state can be realized.
これによって気泡の発生の抑制と残留した気泡を効率よく除去することができる細胞電気生理センサを実現している。 This realizes a cell electrophysiological sensor that can suppress the generation of bubbles and efficiently remove the remaining bubbles.
本発明の細胞電気生理センサは、気泡の発生の抑制と残留した気泡の除去を容易に行うことができることから、細胞電気生理センサの測定に対する信頼性を向上させることができる。従って、高精度な測定が要求される医療分野等における細胞電気生理センサとして、大いに利用可能性を有するものである。 Since the cellular electrophysiological sensor of the present invention can easily suppress the generation of bubbles and remove the remaining bubbles, it is possible to improve the reliability of the measurement of the cell electrophysiological sensor. Therefore, the present invention has great applicability as a cellular electrophysiological sensor in the medical field where high-precision measurement is required.
1 貫通孔
2 ダイアフラム
3 シリコン
4 二酸化シリコン
4a 平滑部
4b 凹凸部
5 フレーム
6 キャビティ
9 細胞
9a 被検体細胞
10 細胞外液
11 細胞内液
12 参照電極
13 測定電極
14 仕切り板
15 ウエル
16 流路
17 容器
20 シリコン層
21 二酸化シリコン層
22 シリコン層
23 凹部
25 二酸化シリコン膜
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Through-hole 2 Diaphragm 3 Silicon 4 Silicon dioxide 4a Smooth part 4b Uneven part 5 Frame 6 Cavity 9 Cell 9a Test cell 10 Extracellular fluid 11 Intracellular fluid 12 Reference electrode 13 Measurement electrode 14 Partition plate 15 Well 16 Channel 17 Container 20 Silicon layer 21 Silicon dioxide layer 22 Silicon layer 23 Recess 25 Silicon dioxide film
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