JP2010008399A - Cell electrophysiologic sensor and its manufacturing method - Google Patents
Cell electrophysiologic sensor and its manufacturing method Download PDFInfo
- Publication number
- JP2010008399A JP2010008399A JP2009019157A JP2009019157A JP2010008399A JP 2010008399 A JP2010008399 A JP 2010008399A JP 2009019157 A JP2009019157 A JP 2009019157A JP 2009019157 A JP2009019157 A JP 2009019157A JP 2010008399 A JP2010008399 A JP 2010008399A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- hole
- cell
- mounting substrate
- tape
- sensor chip
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
Images
Landscapes
- Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)
Abstract
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
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
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。
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
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
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
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。
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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O2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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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.
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
(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
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
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
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
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
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
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
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.
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.
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
DESCRIPTION OF
21 Tape hole (hole)
22
Claims (14)
この実装基板の上面から下面までを貫通する貫通孔の下端部に保持されたセンサチップと、
前記実装基板の下面に、接着層を介して貼り合わされたテープとを備え、
前記センサチップは、前記実装基板の上面側と下面側とを連通させる導通孔を有し、
前記テープは、前記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細胞電気生理センサ。 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.
これらの貫通孔内にそれぞれ前記センサチップが保持され、
前記テープは、前記複数の貫通孔とそれぞれ対向するとともに、これらの貫通孔より内側に位置する孔を有する請求項1に記載の細胞電気生理センサ。 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.
前記導通孔を有する細胞保持板と、
この細胞保持板上に配置された枠体とを有し、
前記細胞保持板は、前記枠体よりも前記実装基板の下面側に配置された、請求項1に記載の細胞電気生理センサ。 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.
この管は、前記実装基板の前記貫通孔に挿入されている請求項1に記載の細胞電気生理センサ。 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.
前記テープの孔は、前記細胞保持板の外形よりも大きく、前記管の外形よりも小さい請求項4に記載の細胞電気生理センサ。 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.
この管の下端が丸みを帯びるように湾曲している請求項4に記載の細胞電気生理センサ。 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.
この管の下端が丸みを帯びるように湾曲し、
この湾曲した外側面には、前記テープが接着している請求項4に記載の細胞電気生理センサ。 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.
前記実装基板の下面から突出している請求項4に記載の細胞電気生理センサ。 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.
前記管と溶着されている請求項4に記載の細胞電気生理センサ。 The sensor chip is
The cell electrophysiological sensor according to claim 4, which is welded to the tube.
次に前記実装基板の下面に、
前記貫通孔と対向するとともに、この貫通孔よりも内側に位置する孔を有するテープを、接着層を介して配置し、減圧しながら貼り付ける細胞電気生理センサの製造方法。 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.
次に前記実装基板の下面に、接着層を介してテープを配置し、減圧しながら貼り付け、
その後、このテープの前記貫通孔と対向する部分であって、この貫通孔よりも内側の位置に孔を形成する細胞電気生理センサの製造方法。 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.
前記実装基板の上面側から吸引を行う請求項12または13に記載の細胞電気生理センサの製造方法。 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.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2009019157A JP2010008399A (en) | 2008-05-28 | 2009-01-30 | Cell electrophysiologic sensor and its manufacturing method |
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2008139192 | 2008-05-28 | ||
JP2009019157A JP2010008399A (en) | 2008-05-28 | 2009-01-30 | Cell electrophysiologic sensor and its manufacturing method |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2010008399A true JP2010008399A (en) | 2010-01-14 |
Family
ID=41589067
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2009019157A Pending JP2010008399A (en) | 2008-05-28 | 2009-01-30 | Cell electrophysiologic sensor and its manufacturing method |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP2010008399A (en) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2017506331A (en) * | 2014-01-22 | 2017-03-02 | モレキュラー デバイシーズ, エルエルシー | Replaceable ground electrode for electrophysiology, electrode reactivation device, and related methods and systems |
WO2021079598A1 (en) * | 2019-10-25 | 2021-04-29 | 株式会社朝日Fr研究所 | Particle measurement module, method for using same, and particle measurement module manufacturing method |
US12085559B2 (en) | 2021-06-29 | 2024-09-10 | Molecular Devices, Llc | Replaceable ground electrode for electrophysiology, electrode rejuvenating apparatus, and related methods and systems |
-
2009
- 2009-01-30 JP JP2009019157A patent/JP2010008399A/en active Pending
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2017506331A (en) * | 2014-01-22 | 2017-03-02 | モレキュラー デバイシーズ, エルエルシー | Replaceable ground electrode for electrophysiology, electrode reactivation device, and related methods and systems |
WO2021079598A1 (en) * | 2019-10-25 | 2021-04-29 | 株式会社朝日Fr研究所 | Particle measurement module, method for using same, and particle measurement module manufacturing method |
US12085559B2 (en) | 2021-06-29 | 2024-09-10 | Molecular Devices, Llc | Replaceable ground electrode for electrophysiology, electrode rejuvenating apparatus, and related methods and systems |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
US8445263B2 (en) | Device for cellular electrophysiology sensor, cellular electrophysiology sensor using the device, and method for manufacturing the cellular electrophysiology sensor device | |
US20090114293A1 (en) | Flow cell and process for producing the same | |
US7776193B2 (en) | Cell electrophysiological sensor | |
JP2010243631A (en) | Method for manufacturing liquid lens device and liquid lens device | |
JP2007067001A (en) | Thin film solar cell module and its manufacturing method | |
CN107634150B (en) | Display panel, display device and packaging method of display panel | |
US8851120B2 (en) | Fluid handling apparatus and fluid handling system | |
JP4425891B2 (en) | Cell electrophysiological sensor and manufacturing method thereof | |
JP2010008399A (en) | Cell electrophysiologic sensor and its manufacturing method | |
JP2007304311A (en) | Optical module and its manufacturing method | |
JP4821319B2 (en) | Cell electrophysiological sensor array and manufacturing method thereof | |
JP4933656B1 (en) | Electrode device for electrochemical measuring chip | |
TWI359975B (en) | ||
JP4425892B2 (en) | Cell electrophysiological sensor and manufacturing method thereof | |
JP2009195107A (en) | Cellular electrophysiological sensor | |
JP4462242B2 (en) | Cell electrophysiological sensor | |
JP4973618B2 (en) | Cell electrophysiological sensor manufacturing method and manufacturing apparatus | |
WO2009081521A1 (en) | Process for producing cell electrophysiological sensor and apparatus for producing the cell electrophysiological sensor | |
JP4670713B2 (en) | Cell electrophysiological sensor and cell electrophysiological measurement method using the same | |
JP2009287998A (en) | Cell electrophysiological sensor and manufacturing method thereof | |
JP2009072130A (en) | Device for cellular electrophysiological sensor and cellular electrophysiological sensor by using the same | |
TWI755982B (en) | Tunable light projector and light control element | |
JP2007124904A (en) | Disposable chip for observation/measurement of cell microrheology | |
US20090066214A1 (en) | Light emitting display and method of manufacturing the same | |
EP4184156A1 (en) | Method for manufacturing ion sensor, and electrode body for ion sensor |