JP2010008399A

JP2010008399A - Cell electrophysiologic sensor and its manufacturing method

Info

Publication number: JP2010008399A
Application number: JP2009019157A
Authority: JP
Inventors: Koji Ushio; 浩司牛尾; Masaya Nakatani; 将也中谷; Makoto Takahashi; 誠高橋
Original assignee: Panasonic Corp
Current assignee: Panasonic Corp
Priority date: 2008-05-28
Filing date: 2009-01-30
Publication date: 2010-01-14

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a cell electrophysiologic sensor of high productive efficiency. <P>SOLUTION: This cell electrophysiologic sensor includes a mounting substrate 12 having through-holes 11, sensor chips 9 held at the lower end of the through-holes 11 and having a conductive hole 19, and tape 20 stuck to the lower surface of the mounting substrate 12 via an adhesive layer. The tape 20 has holes positioned inside the through-holes 11 in a part facing the through-holes 11. Thus, a cell electrophysiologic sensor can reduce exposing area of the adhesive layer, and has low cell toxicity and high measurement accuracy. <P>COPYRIGHT: (C)2010,JPO&INPIT

Description

本発明は薬品スクリーニング等に用いられる細胞電気生理センサとその製造方法に関する。 The present invention relates to a cell electrophysiological sensor used for drug screening and the like and a method for producing the same.

図７に示すように従来の細胞電気生理センサは、複数の貫通孔１を有する実装基板２と、これらの貫通孔１の下端部にそれぞれ保持されたセンサチップ３とを備えている。そして図８に示すように、センサチップ３と実装基板２との間に接着材４を塗布し、センサチップ３を貫通孔１内に固定している。またこのセンサチップ３の上下には、図７に示すようにそれぞれ電解槽５Ａ、５Ｂが配置され、これらの電解槽５Ａ、５Ｂには電極６、７が配置されている。 As shown in FIG. 7, the conventional cell electrophysiological sensor includes a mounting substrate 2 having a plurality of through holes 1 and sensor chips 3 held at the lower ends of these through holes 1. As shown in FIG. 8, an adhesive 4 is applied between the sensor chip 3 and the mounting substrate 2 to fix the sensor chip 3 in the through hole 1. Further, as shown in FIG. 7, electrolytic cells 5A and 5B are arranged above and below the sensor chip 3, and electrodes 6 and 7 are arranged in these electrolytic cells 5A and 5B.

この細胞電気生理センサは、センサチップ３の導通孔８の開口部に細胞を捕捉し、電解槽５Ａ、５Ｂ間の電位差を計測することによって、細胞が活動する際の細胞内外における電位変化、あるいは細胞の活動によって発生する物理化学的変化を測定することができる。 This cell electrophysiological sensor captures a cell in the opening of the conduction hole 8 of the sensor chip 3 and measures the potential difference between the electrolytic cells 5A and 5B, thereby changing the potential inside and outside the cell when the cell is active, or Physicochemical changes caused by cell activity can be measured.

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２００８−３９６２４号公報 In addition, the following patent document is mentioned as what discloses the example similar to the said cell electrophysiological sensor.
JP 2008-39624 A

従来の細胞電気生理センサは、測定精度が低下することがあった。 Conventional cell electrophysiological sensors sometimes have reduced measurement accuracy.

その理由は、接着材４や測定する細胞の種類によっては、細胞に対する接着材４の細胞毒性が高くなるからである。 The reason for this is that the cytotoxicity of the adhesive 4 to the cells increases depending on the type of the adhesive 4 and the cell to be measured.

すなわち従来は、接着材４でセンサチップ３を貫通孔１内に固定していたため、接着材４が基板２の表面に多く露出した状態であった。したがって、接着材４が電解槽５Ａ、あるいは５Ｂ内の溶液に溶け出し、細胞の活動に影響を及ぼすことがあった。そしてその結果、細胞電気生理センサの測定精度を低下させていた。 That is, conventionally, the sensor chip 3 is fixed in the through hole 1 with the adhesive 4, so that the adhesive 4 is largely exposed on the surface of the substrate 2. Therefore, the adhesive 4 may be dissolved in the solution in the electrolytic cell 5A or 5B and affect the cell activity. As a result, the measurement accuracy of the cell electrophysiological sensor has been lowered.

そこで本発明は、測定精度の高い細胞電気生理センサを実現することを目的とする。 Accordingly, an object of the present invention is to realize a cell electrophysiological sensor with high measurement accuracy.

そしてこの目的を達成するため本発明は、実装基板の下面に、接着層を介して貼り合わされたテープを備え、このテープは、実装基板の貫通孔と対向するとともに、この貫通孔より内側に位置する孔を有するものとした。 In order to achieve this object, the present invention is provided with a tape bonded to the lower surface of the mounting substrate via an adhesive layer, and this tape is opposed to the through hole of the mounting substrate and is located inside the through hole. It was supposed to have a hole.

これにより本発明は、細胞電気生理センサの測定精度を高めることができる。 Thereby, this invention can improve the measurement precision of a cell electrophysiological sensor.

その理由は、テープにより接着層の露出面積を低減できるからである。 The reason is that the exposed area of the adhesive layer can be reduced by the tape.

したがって、接着層の電解槽への溶出を低減でき、細胞毒性の低い細胞電気生理センサを実現できる。 Therefore, elution of the adhesive layer into the electrolytic cell can be reduced, and a cell electrophysiological sensor with low cytotoxicity can be realized.

そしてその結果、細胞電気生理センサの測定精度を高めることができる。 As a result, the measurement accuracy of the cell electrophysiological sensor can be increased.

（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では、下端部にそれぞれセンサチップ９が挿入された複数のガラス管１０と、これらのガラス管１０が各貫通孔１１内に挿入された実装基板１２とを備えている。すなわち本実施の形態では、センサチップ９は、貫通孔１１の下端部に保持されている。なお、貫通孔１１は実装基板１２の上面から下面までを貫いている。 (Embodiment 1)
As shown in the cross-sectional view of FIG. 1, in the cell electrophysiological sensor according to one embodiment of the present invention, a plurality of glass tubes 10 each having a sensor chip 9 inserted in the lower end portion, and these glass tubes 10 are each through holes. 11 and a mounting board 12 inserted into the board 11. That is, in the present embodiment, the sensor chip 9 is held at the lower end portion of the through hole 11. The through hole 11 penetrates from the upper surface to the lower surface of the mounting substrate 12.

またセンサチップ９の上方、下方にはそれぞれ電解槽１３、１４が配置され、これらの電解槽１３、１４にはそれぞれ電極１５、１６が配置されている。本実施の形態では、ガラス管１０および貫通孔１１内も、電解槽１３として用いた。 Electrolytic tanks 13 and 14 are disposed above and below the sensor chip 9, and electrodes 15 and 16 are disposed in the electrolytic tanks 13 and 14, respectively. In the present embodiment, the inside of the glass tube 10 and the through hole 11 is also used as the electrolytic cell 13.

なお、図１の電極１５、１６は一例であり、この形状、位置に制限されない。すなわち電極１５は電解槽１３に注入される電解液と導通していればよく、電極１６は電解槽１４に注入される電解液と導通できればよく、たとえばこれらの電極１４、１５は、センサチップ９表面に直接蒸着等により形成してもよい。 In addition, the electrodes 15 and 16 of FIG. 1 are examples, and are not limited to this shape and position. That is, the electrode 15 only needs to be electrically connected to the electrolytic solution injected into the electrolytic cell 13, and the electrode 16 only needs to be electrically connected to the electrolytic solution injected into the electrolytic cell 14. For example, the electrodes 14 and 15 are connected to the sensor chip 9. You may form by direct vapor deposition etc. on the surface.

そして図２に示すように、センサチップ９は、直径１ｍｍ程度の細胞保持板１７と、この細胞保持板１７の外周上に配置された枠体１８とを有している。また細胞保持板１７には、その上下面を貫通する導通孔１９が形成されている。細胞保持板１７は実装基板１２の上面側と下面側とを仕切る仕切り板として機能し、導通孔１９は実装基板１２の上面側と下面側とを連通し、導通させる連通路として機能する。また枠体１８を設けることで、細胞保持板１７が薄い場合も、センサチップ９全体の機械的強度を高く保つことができ、実装時のセンサチップの損傷を低減する。 As shown in FIG. 2, the sensor chip 9 includes a cell holding plate 17 having a diameter of about 1 mm and a frame 18 disposed on the outer periphery of the cell holding plate 17. The cell holding plate 17 is formed with a conduction hole 19 that penetrates the upper and lower surfaces thereof. The cell holding plate 17 functions as a partition plate that partitions the upper surface side and the lower surface side of the mounting substrate 12, and the conduction hole 19 functions as a communication path that allows the upper surface side and the lower surface side of the mounting substrate 12 to communicate with each other. Further, by providing the frame body 18, even when the cell holding plate 17 is thin, the mechanical strength of the entire sensor chip 9 can be kept high, and damage to the sensor chip during mounting is reduced.

なお、本実施の形態では、細胞保持板１７が底面となるように、枠体１８よりも下側に配置したが、このセンサチップ９の向きは上下逆でもよい。 In the present embodiment, the cell holding plate 17 is disposed below the frame body 18 so as to be a bottom surface. However, the sensor chip 9 may be turned upside down.

また実装基板１２の下面には、接着テープ２０が貼り合わされており、この接着テープ２０の、複数の貫通孔１１とそれぞれ対向する部分には、テープ孔２１が形成されている。 An adhesive tape 20 is attached to the lower surface of the mounting substrate 12, and tape holes 21 are formed in portions of the adhesive tape 20 that face the plurality of through holes 11.

これらのテープ孔２１は貫通孔１１の内形よりも小さく、貫通孔１１よりも内側に位置するように貼り合わされている。これにより接着テープ２０でガラス管１０を貫通孔１１内に保持し、固定することができる。 These tape holes 21 are bonded so as to be smaller than the inner shape of the through hole 11 and to be located inside the through hole 11. Accordingly, the glass tube 10 can be held and fixed in the through hole 11 with the adhesive tape 20.

またこのテープ孔２１は、細胞保持板１７の外形より大きく、細胞保持板１７の下面全体は露出させている。 The tape hole 21 is larger than the outer shape of the cell holding plate 17, and the entire lower surface of the cell holding plate 17 is exposed.

また本実施の形態では、ガラス管１０とセンサチップ９とはガラス溶着している。このガラス溶着は密着性が高く、接合強度も高いため、高精度な細胞電気生理センサを実現できる。またセンサチップ９の外周に疎水性である接着材を使わなくてもよい為、気泡の発生を低減できる。 Moreover, in this Embodiment, the glass tube 10 and the sensor chip 9 are glass-welded. Since this glass welding has high adhesion and high bonding strength, a highly accurate cell electrophysiological sensor can be realized. Further, since it is not necessary to use a hydrophobic adhesive on the outer periphery of the sensor chip 9, the generation of bubbles can be reduced.

そしてガラス管１０の外側面は、センサチップ９が挿入されている下端側が丸みを帯びるように湾曲し、この湾曲したガラス管１０の外側面には、接着テープ２０が接着されている。そして、この湾曲しているガラス管１０の外側面と貫通孔１１内壁の隙間２２には、接着テープ２０が入り込み、密着して接合している。 The outer surface of the glass tube 10 is curved so that the lower end side where the sensor chip 9 is inserted is rounded, and the adhesive tape 20 is bonded to the outer surface of the curved glass tube 10. The adhesive tape 20 enters the gap 22 between the outer side surface of the curved glass tube 10 and the inner wall of the through hole 11 and is in close contact with each other.

また本実施の形態におけるセンサチップ９は、二酸化シリコン層の上下をシリコン層で挟んだいわゆるＳＯＩ基板を用いて形成した。 The sensor chip 9 in the present embodiment is formed using a so-called SOI substrate in which a silicon dioxide layer is sandwiched between silicon layers.

そして本実施の形態では、このＳＯＩ基板をドライエッチング等で加工することにより、膜厚約１５μｍのシリコン層と、膜厚約２．０μｍの二酸化シリコン層とで細胞保持板１７を構成し、膜厚約４００μｍのシリコン層で枠体１８を形成したものである。 In the present embodiment, the SOI substrate is processed by dry etching or the like to form the cell holding plate 17 with a silicon layer having a thickness of about 15 μm and a silicon dioxide layer having a thickness of about 2.0 μm. The frame 18 is formed of a silicon layer having a thickness of about 400 μm.

なお、二酸化シリコン層は絶縁性が高いため、この二酸化シリコン層を、細胞２３を密着保持させる細胞保持面２４として用いることが好ましい。これによりセンサチップ９を介するリーク電流を低減できる。 Since the silicon dioxide layer has high insulating properties, it is preferable to use this silicon dioxide layer as the cell holding surface 24 that holds the cells 23 in close contact. Thereby, the leakage current through the sensor chip 9 can be reduced.

さらに二酸化シリコン層は親水性が高いため、この二酸化シリコン層を細胞保持面２４とすることにより、細胞２３と導通孔１９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。 Furthermore, since the silicon dioxide layer is highly hydrophilic, by using this silicon dioxide layer as the cell holding surface 24, the adhesion between the cell 23 and the opening of the conduction hole 19 is improved, and the measurement accuracy of the cell electrophysiological sensor is improved. Can be made.

そして本実施の形態では、導通孔１９の深さは約７．０μｍであり、この導通孔１９はドライエッチングなどによって加工できる。この導通孔１９は直径１０μｍから２０μｍの細胞２３を捕捉するには、直径が１μｍ〜５μｍ、深さが１μｍ〜１０μｍが好ましい。したがって細胞保持板１７の厚みが大きい場合は、その下面に凹部（図示せず）を形成し、膜厚を薄くしてから導通孔１９を加工すればよい。 In this embodiment, the depth of the conduction hole 19 is about 7.0 μm, and the conduction hole 19 can be processed by dry etching or the like. In order to capture the cell 23 having a diameter of 10 μm to 20 μm, the conduction hole 19 preferably has a diameter of 1 μm to 5 μm and a depth of 1 μm to 10 μm. Therefore, when the thickness of the cell holding plate 17 is large, a recess (not shown) may be formed on the lower surface of the cell holding plate 17 and the conductive hole 19 may be processed after the film thickness is reduced.

そしてガラス管１０の材料としては親水性の高いホウケイ酸ガラス（コーニング；＃７０５２、＃７０５６）、アルミノケイ酸塩ガラスまたはホウケイ酸鉛ガラス（コーニング；＃８１６１）などのガラスが挙げられ、本実施の形態では、内径が１４００μｍ、外径が２０００μｍ、厚みが３７５μｍのホウケイ酸ガラスからなるガラス管１０を用いた。 Examples of the material of the glass tube 10 include highly hydrophilic borosilicate glass (Corning; # 7052, # 7056), aluminosilicate glass or lead borosilicate glass (Corning; # 8161). In the embodiment, a glass tube 10 made of borosilicate glass having an inner diameter of 1400 μm, an outer diameter of 2000 μm, and a thickness of 375 μm was used.

このように本実施の形態では、親水性の高いガラス管１０でセンサチップ９外周を囲っている為、センサチップ９近傍において気泡の発生を抑制することができ、細胞電気生理センサの測定精度が向上する。 As described above, in this embodiment, since the outer periphery of the sensor chip 9 is surrounded by the highly hydrophilic glass tube 10, the generation of bubbles can be suppressed in the vicinity of the sensor chip 9, and the measurement accuracy of the cell electrophysiological sensor is improved. improves.

さらに実装基板１２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。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。 Furthermore, if the mounting substrate 12 is made of resin, it is easy to mold and assemble. The material is more preferably a thermoplastic resin. Thereby, these materials can obtain a highly homogeneous molded body with good productivity by using means such as injection molding. More preferably, these thermoplastic resins are polycarbonate (PC), polyethylene (PE), olefin polymer, polymethyl methacrylate acetate (PMMA), or a combination thereof. More preferably, the thermoplastic resin is a cyclic olefin polymer, a linear olefin polymer, a cyclic olefin copolymer obtained by polymerizing them, or polyethylene (PE), from the viewpoint of workability, production cost, and material availability. To preferred.

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。 In particular, the cyclic olefin copolymer is highly transparent and highly resistant to inorganic chemicals such as alkalis and acids, and is suitable for the production method or use environment of the present invention.

なお、本実施の形態のように、センサチップ９を実装基板１２に実装する方法は、実装基板１２全体をシリコン基板で形成し、実装基板１２に導通孔１９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１９が存在した場合においてリペア性を有する。 Note that, as in the present embodiment, the method of mounting the sensor chip 9 on the mounting substrate 12 is compared with the case where the entire mounting substrate 12 is formed of a silicon substrate and the conduction holes 19 are directly formed in the mounting substrate 12. The cost is reduced, the yield is improved, and repairability is provided when a defective conduction hole 19 is partially present.

また本実施の形態では、テープとして予めテープの基材と接着層とが一体となった接着テープ２０（スリーエム社製ポリオレフィンマイクロシーリングテープ９７９３）を用いた。この接着テープ２０の基材はポリオレフィン系樹脂からなり、接着層として、接合面に粘着材が塗布されており、実装基板１２の材料であるポリカーボネート系樹脂と良好な密着性を示した。 Further, in the present embodiment, the adhesive tape 20 (polyolefin micro sealing tape 9793 manufactured by 3M Co., Ltd.) in which the base material of the tape and the adhesive layer are previously integrated is used as the tape. The base material of the adhesive tape 20 was made of a polyolefin resin, and an adhesive material was applied to the bonding surface as an adhesive layer, and showed good adhesion to the polycarbonate resin that is the material of the mounting substrate 12.

なお、テープは接着層と一体でなくてもよく、その場合は、テープの接合面に接着材を塗布し、接着層を形成してから実装基板１２に貼り合わせるか、あるいは実装基板１２の下面に接着材を塗布し、接着層を形成してからこの接着層の表面を覆うようにテープを貼り合わせればよい。また接着層は、硬化させない粘着性の材料で形成してもよく、硬化性の材料で形成してもよい。いずれの場合も、本実施の形態では、テープは電解液や薬液等と接触するため、水溶液、有機溶媒に溶けにくく、粘着材成分の溶出が少ないものが好ましい。また組み立て後の滅菌処理における変質を抑えるため、放射線やエチレンオキサイドガスに対する耐性の高い素材が好ましい。 Note that the tape does not have to be integrated with the adhesive layer. In that case, an adhesive is applied to the bonding surface of the tape and the adhesive layer is formed and then bonded to the mounting substrate 12 or the lower surface of the mounting substrate 12. The adhesive may be applied to form an adhesive layer, and then a tape may be attached so as to cover the surface of the adhesive layer. The adhesive layer may be formed of an adhesive material that is not cured, or may be formed of a curable material. In any case, in the present embodiment, since the tape comes into contact with an electrolytic solution, a chemical solution, or the like, it is preferable that the tape hardly dissolves in an aqueous solution or an organic solvent and the elution of the adhesive material component is small. Moreover, in order to suppress the quality change in the sterilization treatment after assembly, a material having high resistance to radiation and ethylene oxide gas is preferable.

また接着テープ２０の表面（電解槽１４へ露出する面）は、表面積を増加させるために凹凸を設けるか、あるいはＯ_２を用いたアッシング、あるいはＵＶ処理などによる親水性処理を施すことにより、親水性を高めることが好ましい。これにより、接着テープ２０表面に発生する気泡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高めることができる。 Further, the surface of the adhesive tape 20 (the surface exposed to the electrolytic cell 14) is made hydrophilic by providing irregularities in order to increase the surface area, or by performing hydrophilic treatment such as ashing using O ₂ or UV treatment. It is preferable to improve the property. Thereby, the bubble which generate | occur | produces on the adhesive tape 20 surface can be reduced, and the measurement precision of a cell electrophysiological sensor can be improved.

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 a cell using the cell electrophysiological sensor in this embodiment will be described.

まず図１に示す上方の電解槽１３内に細胞外液、下方の電解槽１４内に細胞内液を、気泡が入らないよう充填し、細胞外液、細胞内液にそれぞれ電極１５、１６を接触させる。 First, an extracellular solution is filled in the upper electrolytic cell 13 shown in FIG. 1, and an intracellular solution is filled in the lower electrolytic cell 14 so as not to enter bubbles, and electrodes 15 and 16 are respectively attached to the extracellular solution and the intracellular solution. Make contact.

ここで細胞外液とはたとえば哺乳類筋細胞の場合、代表的にはＫ⁺イオンが１５５ｍＭ、Ｎａ⁺イオンが１２ｍＭ程度、Ｃｌ^-イオンが４．２ｍＭ程度添加された電解液であり、細胞内液とはＫ⁺イオンが４ｍＭ程度、Ｎａ⁺イオンが１４５ｍＭ程度、Ｃｌ^-イオンが１２３ｍＭ程度添加された電解液である。 Here, for example, in the case of mammalian muscle cells, the extracellular 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１５、１６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１９に浸透し、２つの電極１５、１６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 15 and 16. This is because the extracellular fluid or intracellular fluid permeates the conduction hole 19 and the two electrodes 15 and 16 are conducted through the extracellular fluid and the intracellular fluid.

次に上方の電解槽１３の上側から細胞を投入し、圧力伝達チューブにより減圧を行うと、図２に示すように、細胞２３は導通孔１９に引き付けられ、導通孔１９の開口部を塞ぎ、上下の電解槽（図１の１３、１４）間の電気抵抗が十分に高い１ＧΩ以上の状態となる。この状態において細胞２３の電気生理活動によって細胞内外の電位が変化した場合には、わずかな電位差あるいは電流であっても測定が可能となる。ここでこの測定時においては、図１の電解槽１３、１４間において、細胞２３を介さない電気的パスを極力減らすことが、測定精度の向上に寄与する。 Next, when cells are introduced from the upper side of the upper electrolytic cell 13 and the pressure is reduced by the pressure transmission tube, the cells 23 are attracted to the conduction holes 19 as shown in FIG. The electric resistance between the upper and lower electrolytic cells (13 and 14 in FIG. 1) is sufficiently high, and is in a state of 1 GΩ or higher. In this state, when the potential inside and outside the cell changes due to the electrophysiological activity of the cell 23, even a slight potential difference or current can be measured. Here, at the time of this measurement, reducing the electrical path not passing through the cell 23 between the electrolytic cells 13 and 14 in FIG. 1 contributes to the improvement of measurement accuracy.

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

まずセンサチップ９を図２に示すガラス管１０内へ挿入し、次にガラス管１０の外方からガラス管１０の下端部側面に向け、ガラス管１０の水平断面とほぼ平行に燃焼炎を勢いよく噴出させる。なおこの時の加熱温度は２００℃〜１５００℃程度が好ましい。 First, the sensor chip 9 is inserted into the glass tube 10 shown in FIG. Let it squirt well. The heating temperature at this time is preferably about 200 ° C to 1500 ° C.

ここで本実施の形態では、強力な集中炎を噴出するため、バーナーを用いた。したがってこの炎の勢い（風圧）で、炎が直に接触するガラス管１０の下端を局所的に内側（センサチップ９側）へと湾曲するように溶融できる。これにより、ガラス管１０の内径がセンサチップ９外径よりも大きい場合も、ガラス管１０とセンサチップ９とを密着して接合することができる。 Here, in the present embodiment, a burner is used to eject a powerful concentrated flame. Therefore, with the momentum (wind pressure) of the flame, the lower end of the glass tube 10 that is in direct contact with the flame can be melted so as to bend locally to the inside (sensor chip 9 side). Thereby, also when the internal diameter of the glass tube 10 is larger than the outer diameter of the sensor chip 9, the glass tube 10 and the sensor chip 9 can be closely_contact | adhered and joined.

なお、本実施の形態では、センサチップ９とガラス管１０との隙間が０．０５ｍｍから０．４ｍｍ程度であればセンサチップ９とガラス管１０とを容易に密着接合することができた。このように、ガラス管１０とセンサチップ９との間に隙間があれば、センサチップ９を挿入しやすく、挿入時にセンサチップ９が損傷するのを抑制できるとともに、センサチップ９への応力負荷を低減することができる。 In the present embodiment, if the gap between the sensor chip 9 and the glass tube 10 is about 0.05 mm to 0.4 mm, the sensor chip 9 and the glass tube 10 can be easily tightly bonded. Thus, if there is a gap between the glass tube 10 and the sensor chip 9, the sensor chip 9 can be easily inserted, and the sensor chip 9 can be prevented from being damaged during insertion, and the stress load on the sensor chip 9 can be reduced. Can be reduced.

そしてガラス管１０とセンサチップ９とは回転させながら溶着することによって、容易かつ均一にセンサチップ９を３６０°溶着することができる。 The glass tube 10 and the sensor chip 9 are welded while being rotated, so that the sensor chip 9 can be easily and uniformly welded at 360 °.

なお、本実施の形態では、センサチップ９の枠体１８およびガラス管１０は共に円筒型としたため、加熱時の均熱性が高く、均一な溶着が可能である。 In the present embodiment, since both the frame 18 and the glass tube 10 of the sensor chip 9 are cylindrical, heat uniformity during heating is high, and uniform welding is possible.

その後センサチップ９とガラス管１０との一体物を実装基板１２の貫通孔１１に挿入する。 Thereafter, an integrated body of the sensor chip 9 and the glass tube 10 is inserted into the through hole 11 of the mounting substrate 12.

次に図３に示すように、テープ孔２１のあいた接着テープ２０を実装基板１２の表面（図１の下面）に貼り合わせる。この時、例えば加熱しながら貼り合わせると、接着テープ２０の接着層（粘着材）が軟化し、実装基板１２やガラス管１０表面の凹凸に合わせて密着して貼り合わせることができる。またローラ等で押圧しながら貼り合わせれば、接合界面の気泡を低減することができ、密着性が増す。 Next, as shown in FIG. 3, the adhesive tape 20 with the tape holes 21 is bonded to the surface of the mounting substrate 12 (the lower surface in FIG. 1). At this time, for example, when bonded together while heating, the adhesive layer (adhesive material) of the adhesive tape 20 is softened, and can be bonded in close contact with the unevenness of the surface of the mounting substrate 12 or the glass tube 10. Moreover, if it bonds together, pressing with a roller etc., the bubble of a joining interface can be reduced and adhesiveness will increase.

また接着テープ２０にはアライメント用の穴（溝）を設けておけば、位置決めを高精度に行うことが出来る。 Further, if an alignment hole (groove) is provided in the adhesive tape 20, positioning can be performed with high accuracy.

なお、ガラス管１０は実装基板１２表面（図１の下面）よりも突出させておくことにより、接着テープ２０が貼りやすくなり、密着性が高まる。そしてその結果、液漏れやリーク電流を抑えることができる。なおガラス管１０を用いない場合は、センサチップ９を実装基板１２の表面（下面）よりも突出させておけばよい。 In addition, by making the glass tube 10 protrude from the surface of the mounting substrate 12 (the lower surface in FIG. 1), the adhesive tape 20 can be easily attached and the adhesion is improved. As a result, liquid leakage and leakage current can be suppressed. When the glass tube 10 is not used, the sensor chip 9 may be protruded from the surface (lower surface) of the mounting substrate 12.

また図２に示すように、接着テープ２０を貼り合わす工程では、実装基板１２の上面側から吸引し、減圧することによって、接着テープ２０を実装基板１２により密着させることができる。すなわち、実装基板１２の上面側から吸引すると、ガラス管１０の外側面と貫通孔１１内壁との僅かな隙間も吸引されるため、内側に湾曲したガラス管１０の外側面と貫通孔１１内壁との隙間２２に接着テープ２０が入り込み、より強力にガラス管１０を貫通孔１１内に保持し、固定することができる。 As shown in FIG. 2, in the step of attaching the adhesive tape 20, the adhesive tape 20 can be brought into close contact with the mounting substrate 12 by sucking from the upper surface side of the mounting substrate 12 and reducing the pressure. That is, when suction is performed from the upper surface side of the mounting substrate 12, a slight gap between the outer surface of the glass tube 10 and the inner wall of the through hole 11 is also sucked, so that the outer surface of the glass tube 10 curved inward and the inner wall of the through hole 11 are The adhesive tape 20 enters the gap 22 and the glass tube 10 can be held and fixed in the through hole 11 more strongly.

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.

本実施の形態では、細胞電気生理センサの測定精度を高めることができる。 In the present embodiment, the measurement accuracy of the cell electrophysiological sensor can be increased.

その理由は、接着テープ２０により接着層の露出面積を低減できるからである。 The reason is that the adhesive tape 20 can reduce the exposed area of the adhesive layer.

すなわち本実施の形態では、接着層の表層はテープの基材で覆われているため、接着層が電解槽１４に露出する面積を極めて小さくすることができる。 That is, in the present embodiment, since the surface layer of the adhesive layer is covered with the base material of the tape, the area where the adhesive layer is exposed to the electrolytic cell 14 can be extremely reduced.

したがって、接着層の電解槽１３、１４への溶出を低減でき、細胞毒性の低い細胞電気生理センサを実現できる。 Therefore, elution of the adhesive layer to the electrolytic cells 13 and 14 can be reduced, and a cell electrophysiological sensor with low cytotoxicity can be realized.

さらに接着層がテープの基材で覆われているため、接着層からの脱ガスを低減できる。 Furthermore, since the adhesive layer is covered with the base material of the tape, degassing from the adhesive layer can be reduced.

したがって、この脱ガスに起因するセンサチップ９表面の疎水化を抑制し、気泡の発生を抑えることができる。なお、導通孔１９の近傍に気泡が発生すると、細胞の吸引や捕捉が阻害されたり、細胞保持板１７の上下面の導通が図れなくなったりするなど、測定が出来なくなる場合がある。したがって本実施の形態では、気泡の発生を低減することで、細胞電気生理センサの測定精度向上に寄与する。 Accordingly, it is possible to suppress the hydrophobicity of the surface of the sensor chip 9 due to the degassing and suppress the generation of bubbles. Note that if bubbles are generated in the vicinity of the conduction hole 19, measurement may not be possible, for example, cell suction or capture may be hindered or conduction between the upper and lower surfaces of the cell holding plate 17 may not be achieved. Therefore, in this embodiment, by reducing the generation of bubbles, it contributes to the improvement of measurement accuracy of the cell electrophysiological sensor.

また従来は、接着材を塗布することでセンサチップ９を貫通孔１１内に固定していたため、接着材は高い流動性を一定に保つように管理する必要があったが、接着テープ２０は接着層の流動性が低くてよいため、工程管理が簡易である。 Conventionally, since the sensor chip 9 is fixed in the through-hole 11 by applying an adhesive, it is necessary to manage the adhesive so as to keep high fluidity constant. Since the fluidity of the bed may be low, process management is simple.

また本実施の形態では、生産効率の高い細胞電気生理センサを実現することができる。 In this embodiment, a cell electrophysiological sensor with high production efficiency can be realized.

その理由は、接着テープ２０により複数のセンサチップ９を一度に固定することができるからである。 The reason is that a plurality of sensor chips 9 can be fixed at once by the adhesive tape 20.

すなわち従来は、センサチップ一つずつに接着材を塗布し、固定していたため、作業時間に時間がかかり、細胞電気生理センサの生産効率が低下することがあった。 That is, conventionally, since the adhesive material is applied and fixed to each sensor chip one by one, it takes time to work, and the production efficiency of the cell electrophysiological sensor may be lowered.

これに対し本実施の形態では、センサチップ９を多数実装したマルチプレートにおいても、一度にセンサチップ９を実装基板１２に固定することができ、固定にかかる作業時間を短縮することができる。 On the other hand, in this embodiment, even in a multi-plate in which a large number of sensor chips 9 are mounted, the sensor chip 9 can be fixed to the mounting substrate 12 at a time, and the work time required for fixing can be shortened.

また接着テープ２０の接着層は、硬化させなくても、テープの基材によってセンサチップ９を保持することができるため、さらに製造時間が短縮される。そしてその結果、生産効率の高い細胞電気生理センサを実現することができる。 In addition, since the sensor chip 9 can be held by the base material of the tape without curing the adhesive layer of the adhesive tape 20, the manufacturing time is further shortened. As a result, a cell electrophysiological sensor with high production efficiency can be realized.

また本実施の形態では、図２に示すように、ガラス管１０の下端部を内側へ湾曲させているため、ガラス管１０の外側面と貫通孔１１内壁との隙間２２にも接着テープ２０が入り込み、ガラス管１０の外側面も接着テープ２０で保持することができる。したがって、ガラス管１０の先端面のみに接着テープ２０を貼り合わせる場合と比較して、接着面積が大きくなり、接合強度が高まる。また接着面積が大きくなるため、テープ孔２１の位置決めが僅かにずれた場合も、高確率でガラス管１０に接着テープ２０を貼り合わすことができる。 In the present embodiment, as shown in FIG. 2, since the lower end portion of the glass tube 10 is curved inward, the adhesive tape 20 is also provided in the gap 22 between the outer surface of the glass tube 10 and the inner wall of the through hole 11. The outer surface of the glass tube 10 can be held by the adhesive tape 20. Therefore, compared with the case where the adhesive tape 20 is bonded only to the front end surface of the glass tube 10, the bonding area is increased and the bonding strength is increased. Further, since the adhesive area is increased, the adhesive tape 20 can be bonded to the glass tube 10 with high probability even when the positioning of the tape hole 21 is slightly shifted.

また本実施の形態では、テープ孔２１はセンサチップ９の細胞保持板１７の外形よりも大きくし、ガラス管１０の外形よりも小さくすることで、センサチップ９を接着テープ２０で貫通孔１１内に固定している。このように固定すれば、細胞保持板１７全体は電解槽（図１の１４）に露出する。ここでテープ孔２１の内周には、接着テープ２０の厚み分だけ段差ができ、この段差部分が気泡を発生させる原因になる場合もあるが、細胞保持板１７には接着テープ２０を貼り合わせないことで、テープ孔２１による段差部分を導通孔１９からできるだけ遠ざけることができ、気泡の発生を低減することができる。 In the present embodiment, the tape hole 21 is made larger than the outer shape of the cell holding plate 17 of the sensor chip 9 and smaller than the outer shape of the glass tube 10, so that the sensor chip 9 is bonded to the inside of the through hole 11 with the adhesive tape 20. It is fixed to. If fixed in this manner, the entire cell holding plate 17 is exposed to the electrolytic cell (14 in FIG. 1). Here, there is a step in the inner circumference of the tape hole 21 by the thickness of the adhesive tape 20, and this step portion may cause bubbles, but the adhesive tape 20 is bonded to the cell holding plate 17. By not being present, the stepped portion due to the tape hole 21 can be moved away from the conduction hole 19 as much as possible, and the generation of bubbles can be reduced.

また本実施の形態では、いわゆるＳＯＩ基板を用いているため、二酸化シリコン層の厚みを容易に大きくすることができ、センサチップ９における浮遊容量の低減に顕著な効果がある。なお本実施の形態では、二酸化シリコン層によって浮遊容量を１０ｐＦ以下に減らすことができ、高精度な細胞電気生理センサを実現できた。 In the present embodiment, since a so-called SOI substrate is used, the thickness of the silicon dioxide layer can be easily increased, and there is a remarkable effect in reducing the stray capacitance in the sensor chip 9. In the present embodiment, the stray capacitance can be reduced to 10 pF or less by the silicon dioxide layer, and a highly accurate cell electrophysiological sensor can be realized.

また本実施の形態では、管としてシリコンより一般に安価なガラスを用いた。したがって、ガラス管１０のサイズを大きくすることができ、センサチップ９のみを実装基板１２にはめ込むよりも作業性が向上する。 In this embodiment, glass that is generally cheaper than silicon is used as the tube. Therefore, the size of the glass tube 10 can be increased, and the workability is improved as compared with the case where only the sensor chip 9 is fitted into the mounting substrate 12.

さらにガラス管１０の厚みを大きくする、あるいは本実施の形態のように外側面を湾曲させることにより、接着テープ２０による接着面積が大きくなり、貼り合わせも容易で接合強度も高まる。 Further, by increasing the thickness of the glass tube 10 or curving the outer surface as in the present embodiment, the adhesion area by the adhesive tape 20 is increased, the bonding is easy, and the bonding strength is increased.

またガラスはセンサチップ９の主な組成であるシリコンよりも軟化点が低いため、加熱温度を制御すれば、センサチップ９とガラス管１０との一体化物であっても、ガラス管１０のみを軟化させて湾曲させることができる。 Since glass has a lower softening point than silicon, which is the main composition of the sensor chip 9, only the glass tube 10 is softened even if the sensor chip 9 and the glass tube 10 are integrated by controlling the heating temperature. Can be curved.

なお、本実施の形態では、ガラス管１０を用いたが、例えば樹脂などで形成してもよい。この場合も、一般に樹脂はシリコンより軟化点が低いため、管のみの先端を湾曲させることができ、管とセンサチップ９とを溶着させることができる。 In the present embodiment, the glass tube 10 is used, but it may be formed of a resin, for example. Also in this case, since the softening point of resin is generally lower than that of silicon, the tip of only the tube can be bent, and the tube and the sensor chip 9 can be welded.

また本実施の形態では、センサチップ９はＳＯＩ基板を用いて形成したが、例えば単結晶シリコン、ガラス、水晶等で形成してもよい。 In this embodiment, the sensor chip 9 is formed using an SOI substrate. However, the sensor chip 9 may be formed of, for example, single crystal silicon, glass, crystal, or the like.

（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４に示すように、センサチップ９の外周にガラス管１０を配置していない点である。 (Embodiment 2)
The main difference between the present embodiment and the first embodiment is that the glass tube 10 is not disposed on the outer periphery of the sensor chip 9 as shown in FIG.

すなわち本実施の形態では、貫通孔１１の下端部に直接センサチップ９を挿入している。 That is, in the present embodiment, the sensor chip 9 is inserted directly into the lower end portion of the through hole 11.

したがって本実施の形態では、テープ孔２１は、センサチップ９の細胞保持板１７の外形よりも小さくなるように加工し、接着テープ２０で直接細胞保持板１７の下面を保持し、センサチップ９を貫通孔１１内に固定している。 Therefore, in the present embodiment, the tape hole 21 is processed to be smaller than the outer shape of the cell holding plate 17 of the sensor chip 9, the lower surface of the cell holding plate 17 is directly held by the adhesive tape 20, and the sensor chip 9 is attached. It is fixed in the through hole 11.

本実施の形態においても、複数のセンサチップ９を一度に保持し、固定することができ、生産効率の高い細胞電気生理センサを実現することができる。 Also in the present embodiment, a plurality of sensor chips 9 can be held and fixed at a time, and a cell electrophysiological sensor with high production efficiency can be realized.

なお、本実施の形態では、微小なセンサチップ９を接着テープ２０で保持するため、細胞保持板１７が底面となるよう、すなわち細胞保持板１７が枠体１８より下方にくるように配置することが好ましい。枠体１８よりも細胞保持板１７の方が、接着テープ２０と接合できる面積が大きいため、接合強度が高まるとともに、テープ孔２１の位置合わせも容易となる。 In this embodiment, since the minute sensor chip 9 is held by the adhesive tape 20, the cell holding plate 17 is disposed on the bottom surface, that is, the cell holding plate 17 is disposed below the frame body 18. Is preferred. Since the cell holding plate 17 has a larger area that can be bonded to the adhesive tape 20 than the frame 18, the bonding strength is increased and the alignment of the tape holes 21 is facilitated.

その他実施の形態１と同様の構成および効果については説明を省略する。 Description of other configurations and effects similar to those of the first embodiment is omitted.

（実施の形態３）
本実施の形態では、図５に示すように、小さな接着テープ２０を複数個用い、これらの接着テープ２０を貫通孔１１毎に配置している。これらの接着テープ２０には、図６に示すように、それぞれ一つずつテープ孔２１が設けられ、このテープ孔２１と貫通孔１１とがそれぞれ対向するように貼り合わされる。 (Embodiment 3)
In the present embodiment, as shown in FIG. 5, a plurality of small adhesive tapes 20 are used, and these adhesive tapes 20 are arranged for each through hole 11. As shown in FIG. 6, each of these adhesive tapes 20 is provided with one tape hole 21, and the tape hole 21 and the through hole 11 are bonded together so as to face each other.

本実施の形態でも、接着層の露出面積を低減でき、細胞毒性が低く、測定精度の高い細胞電気生理センサを実現できる。 Also in this embodiment, an exposed area of the adhesive layer can be reduced, and a cell electrophysiological sensor with low cytotoxicity and high measurement accuracy can be realized.

なお、本実施の形態では、実施の形態１および２と異なり、複数のセンサチップ９をそれぞれの貫通孔１１内部に一括して固定することができないが、個別に固定する為、貫通孔１１とテープ孔２１との位置合わせは容易になる。また接着テープ２０の面積が小さいため、実装基板１２と貼り合わせる時に、気泡が入り込まないように密着して貼り合わせることが容易である。 In the present embodiment, unlike the first and second embodiments, the plurality of sensor chips 9 cannot be fixed together in the respective through holes 11. Positioning with the tape hole 21 becomes easy. Moreover, since the area of the adhesive tape 20 is small, it is easy to adhere closely to the mounting substrate 12 so that bubbles do not enter when the adhesive tape 20 is attached.

本発明によれば、種々の細胞を用いても細胞毒性を抑えることができ、測定精度の高い細胞電気生理センサを実現できる。 According to the present invention, cytotoxicity can be suppressed even when various cells are used, and a cell electrophysiological sensor with high measurement accuracy can be realized.

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 図１の要部拡大断面図1 is an enlarged cross-sectional view of the main part of FIG. 本発明の実施の形態１における細胞電気生理センサの製造工程を示す図The figure which shows the manufacturing process of the cell electrophysiological sensor in Embodiment 1 of this invention. 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 本発明の実施の形態３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 3 of this invention 同細胞電気生理センサの製造工程を示す図The figure which shows the manufacturing process of the same 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 従来の細胞電気生理センサの要部拡大断面図An enlarged cross-sectional view of the main part of a conventional cell electrophysiological sensor

９センサチップ
１０ガラス管（管）
１１貫通孔
１２実装基板
１３電解槽
１４電解槽
１５電極
１６電極
１７細胞保持板
１８枠体
１９導通孔
２０接着テープ（テープ）
２１テープ孔（孔）
２２隙間
２３細胞
２４細胞保持面 9 Sensor chip 10 Glass tube (tube)
DESCRIPTION OF SYMBOLS 11 Through-hole 12 Mounting board 13 Electrolysis tank 14 Electrolysis tank 15 Electrode 16 Electrode 17 Cell holding plate 18 Frame 19 Conduction hole 20 Adhesive tape (tape)
21 Tape hole (hole)
22 Gap 23 Cells 24 Cell holding surface

Claims

A mounting board;
A sensor chip held at the lower end of the through-hole penetrating from the upper surface to the lower surface of the mounting substrate;
A tape attached to the lower surface of the mounting substrate via an adhesive layer,
The sensor chip has a conduction hole for communicating the upper surface side and the lower surface side of the mounting substrate,
The cell electrophysiological sensor, wherein the tape has a hole facing the through hole and positioned inside the through hole.

A plurality of the through holes are provided in the mounting substrate,
Each of the sensor chips is held in these through holes,
The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the tape has holes that are respectively opposed to the plurality of through holes and are located inside the through holes.

The sensor chip is
A cell holding plate having the conduction hole;
Having a frame disposed on the cell holding plate,
The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the cell holding plate is disposed on a lower surface side of the mounting substrate with respect to the frame body.

The sensor chip is inserted into the lower end of the tube,
The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the tube is inserted into the through hole of the mounting substrate.

The sensor chip includes a cell holding plate having the conduction hole,
The cell electrophysiological sensor according to claim 4, wherein the hole of the tape is larger than the outer shape of the cell holding plate and smaller than the outer shape of the tube.

The outer surface of the tube is
The cellular electrophysiological sensor according to claim 4, wherein the lower end of the tube is curved so as to be rounded.

The outer surface of the tube is
The lower end of this tube is curved so that it is rounded,
The cell electrophysiological sensor according to claim 4, wherein the tape is adhered to the curved outer surface.

The lower end of the tube is
The cell electrophysiological sensor according to claim 4, wherein the cell electrophysiological sensor protrudes from a lower surface of the mounting substrate.

The sensor chip is
The cell electrophysiological sensor according to claim 4, which is welded to the tube.

The cell electrophysiological sensor according to claim 4, wherein the tube is made of glass.

The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the tape is made of a polyolefin resin.

Insert a sensor chip having a conduction hole that allows the upper surface side and the lower surface side of the mounting substrate to communicate with each other at the lower end of the through hole that penetrates from the upper surface to the lower surface of the mounting substrate.
Next, on the bottom surface of the mounting substrate,
A method for producing a cell electrophysiological sensor, wherein a tape having a hole facing the through-hole and positioned inside the through-hole is disposed via an adhesive layer and is attached while reducing pressure.

Insert a sensor chip having a conduction hole that allows the upper surface side and the lower surface side of the mounting substrate to communicate with each other at the lower end of the through hole that penetrates from the upper surface to the lower surface of the mounting substrate.
Next, on the lower surface of the mounting substrate, a tape is disposed through an adhesive layer, and is attached while decompressing,
Thereafter, a method for producing a cell electrophysiological sensor, wherein a hole is formed at a position opposite to the through hole of the tape and inside the through hole.

In the depressurizing step,
The method for manufacturing a cell electrophysiological sensor according to claim 12 or 13, wherein suction is performed from the upper surface side of the mounting substrate.