JP2016212083A

JP2016212083A - 細胞電位測定電極アセンブリおよびそれを用いて細胞の電位変化を測定する方法

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Publication number: JP2016212083A
Application number: JP2016028449A
Authority: JP
Inventors: 清孝辻; Kiyotaka Tsuji; 健下野; Takeshi Shimono
Original assignee: Panasonic Corp
Current assignee: Panasonic Corp
Priority date: 2015-04-28
Filing date: 2016-02-18
Publication date: 2016-12-15
Anticipated expiration: 2036-02-18
Also published as: JP6119888B2; US20160320365A1; US10107792B2

Abstract

【課題】細胞電位測定電極アセンブリには、低インピーダンスが求められる。
【解決手段】本発明は、細胞電位測定電極アセンブリであって、絶縁基板、前記絶縁基板内に配置された導電性パターン、細胞適合性を有する絶縁性ファイバ、および測定電極を具備している。前記絶縁性ファイバは、前記絶縁基板上に配置されている。前記測定電極は表面および裏面を有している。前記測定電極の裏面は、前記導電性パターン上に接している。前記絶縁性ファイバは、前記測定電極の表面には配置されていない。この細胞電位測定電極アセンブリを用いて細胞の電位変化を測定する方法もまた、本発明の趣旨に包含される。
【選択図】図３Ｄ

Description

本発明は、細胞電位測定電極アセンブリおよびそれを用いて細胞の電位変化を測定する方法に関する。

特許文献１は、低インピーダンス細胞電位測定電極アセンブリを開示している。図１７は、特許文献１に開示された細胞電位測定電極アセンブリを示す。この低インピーダンス細胞電位測定電極アセンブリは、典型的には、絶縁基板上に複数のマイクロ電極を有し、このマイクロ電極を含む領域を囲む壁を有する。このデバイスは、観察される試料の電気生理学的活動をマイクロ電極を用いて測定する一方で、マイクロ電極の領域内でそれらの細胞または組織を培養することが可能である。特許文献１では、個別の基準電極を用いて、システム全体のインピーダンスを低下させ、これにより、測定データ中にしばしば固有のノイズを低減する。最適には、マイクロ電極は、測定される試料の周囲の雰囲気を制御するのに用いられる物理的壁により囲まれる。

特許文献２は、化学種を感知するための化学センサー、システム、及び方法を開示している。図１８は、特許文献２に含まれる図１の写しである。図１８に示されるように、特許文献２に開示された化学センサー８２は、ファイバーマット８４、基板８６、電極８８、絶縁表面９０、絶縁体９２、およびウェーハ９４を具備する。図１９は、特許文献２に含まれる図３Ｄの写しである。図１９に示されるように、基板９４（すなわち、ウェーハ９４）上にコンポジットナノファイバーセンシング材料９９ａが積層されている。印刷された電極８８が、コンポジットナノファイバーセンシング材料９９ａ上に形成されている。

米国特許第６１３２６８３号明細書米国特許第８０５２９３２号明細書

Xinhua Zong et al., "Electrospun fine-textured scaffolds for heart tissue constructs", Biomaterials 26 (2005) 5330-5338 Yuliya Orlova et al., "Electrospun nanofibers as a tool for architecture control in engineered cardiac tissue", Biomaterials 32 (2011) 5615-5624

特許文献１に開示されているように、細胞電位測定電極アセンブリには、低インピーダンスが求められる。

本発明は、細胞電位測定電極アセンブリであって、
絶縁基板、
前記絶縁基板内に配置された導電性パターン、
細胞適合性を有する絶縁性ファイバ、および
測定電極
を具備し、ここで、
前記絶縁性ファイバは、前記絶縁基板上に配置されており、
前記測定電極は表面および裏面を有しており、
前記測定電極の裏面は、前記導電性パターン上に接しており、かつ
前記絶縁性ファイバは、前記測定電極の表面には配置されていない。
この細胞電位測定電極アセンブリを用いて細胞の電位変化を測定する方法もまた、本発明の趣旨に包含される。

本発明による細胞電位測定電極アセンブリは、低いインピーダンスを有する。本発明による細胞電位測定電極アセンブリは、心筋細胞の電位変化測定に適している。

図１は、実施形態による細胞電位測定電極アセンブリ１００の概略図を示す。図２は、細胞電位測定電極アセンブリ１００の平面図を示す。図３Ａは、細胞電位測定電極アセンブリ１００に含まれる１つの測定電極１１０の概略図を示す。図３Ｂは、図３Ａに含まれる線３Ｂ−３Ｂに沿って切り取った断面図を示す。図３Ｃは、細胞１８０が配置された細胞電位測定電極アセンブリ１００の概略図を示す。図３Ｄは、細胞１８０が配置された細胞電位測定電極アセンブリ１００の概略図を示す。図４Ａは、比較例による細胞電位測定電極アセンブリ１００に含まれる１つの測定電極１１０の概略図を示す。図４Ｂは、図４Ａに含まれる線４Ｂ−４Ｂに沿って切り取った断面図を示す。図５は、市販されている細胞電位測定電極アセンブリ９００の概略図を示す。図６は、細胞電位測定電極アセンブリ９００の平面図を示す。図７Ａは、細胞電位測定電極アセンブリ９００に含まれる１つの測定電極１１０の概略図を示す。図７Ｂは、図７Ａに含まれる線７Ｂ−７Ｂに沿って切り取った断面図を示す。図８Ａは、細胞電位測定電極アセンブリ１００の製造方法に含まれる１つの工程の概略図を示す。図８Ｂは、図８Ａに含まれる線８Ｂ−８Ｂに沿って切り取った断面図を示す。図９Ａは、図８Ａに続き、細胞電位測定電極アセンブリ１００の製造方法に含まれる１つの工程の概略図を示す。図９Ｂは、図９Ａに含まれる線９Ｂ−９Ｂに沿って切り取った断面図を示す。図１０Ａは、細胞電位測定電極アセンブリ１００の使用方法に含まれる１つの工程の断面図を示す。図１１は、図１０に続き、細胞電位測定電極アセンブリ１００の使用方法に含まれる１つの工程の断面図を示す。図１２は、図１１に続き、細胞電位測定電極アセンブリ１００の使用方法に含まれる１つの工程の断面図を示す。図１３は、図１２に示される工程に代わる１つの工程の断面図を示す。図１４は、実施例１、比較例１、および参考例１による細胞電位測定電極アセンブリ９００のインピーダンス測定結果を示す。図１５は、実施例２における測定結果を示すグラフである。図１６は、比較例２における測定結果を示すグラフである。図１７は、特許文献１に開示された細胞電位測定電極アセンブリを示す。図１８は、特許文献２に含まれる図１の写しである。図１９は、特許文献２に含まれる図３Ｄの写しである。

以下、本発明の実施形態が図面を参照しながら説明される。

（細胞電位測定電極アセンブリ１００）
図１は、本実施形態による細胞電位測定電極アセンブリ１００の概略図を示す。図１に示されるように、細胞電位測定電極アセンブリ１００は、円筒部材６のような第１囲いを有している。円筒部材６の内部に複数の測定電極１１０が配置されている。

図２は、細胞電位測定電極アセンブリ１００の平面図を示す。図２に示されるように、細胞電位測定電極アセンブリ１００は、円筒部材６の外部に複数の電極７および複数の導電性パターン１２を有する。各電極７は１本の導電性パターン１２の一端に接続されている。これらの電極７のうち、一部の電極７は基準電極１０として機能する。残りの電極７に接続された各導電性パターン１２の他端が、円筒部材６の内部で測定電極１１０に接続されている。図１では、電極７、基準電極１０、および導電性パターン１２は省略されている。図２では、測定電極１１０が省略されている。

図３Ａは、細胞電位測定電極アセンブリ１００に含まれる１つの測定電極１１０の概略図を示す。図３Ｂは、図３Ａに含まれる線３Ｂ−３Ｂに沿って切り取った断面図を示す。図３Ａおよび図３Ｂに示されるように、細胞電位測定電極アセンブリ１００は、絶縁基板１２０、導電性パターン１２、絶縁性ファイバ１５０、および測定電極１１０を具備している。

（絶縁基板１２０）
絶縁基板１２０は、第１基板１２２および第２基板１２４を具備し得る。第１基板１２２および第２基板１２４の両方とも、絶縁性である。第２基板１２４は、第１基板１２２上に積層されている。図３Ａおよび図３Ｂでは、絶縁基板１２０は、第１基板１２２および第２基板１２４から構成されている。

（導電性パターン１２）
導電性パターン１２の材料は限定されない。一例として、導電性パターン１２の材料はインジウム錫酸化物である。

図３Ａおよび図３Ｂに示されるように、以下、絶縁基板１２０が、第１基板１２２および第２基板１２４を具備する場合が詳細に説明される。第１基板１２２は表面および裏面を有する。同様に、第２基板１２４も表面および裏面を有する。第２基板１２４の裏面は、第１基板１２２の表面に密着している。導電性パターン１２は、第１基板１２２の表面に形成されている。絶縁性ファイバ１５０は、第２基板１２４の表面に配置されている。

第２基板１２４は、貫通孔２０を有している。測定電極１１０の一部分は貫通孔２０の内部に埋め込まれている。測定電極１１０の他の部分は、貫通孔２０から上方向に突出している。言い換えれば、測定電極１１０の他の部分は、第２基板１２４の表面から突出している。測定電極１１０は、貫通孔２０の底面で導電性パターン１２に電気的に接続されている。言い換えれば、測定電極１１０が除去された場合、導電性パターン１２の一部が貫通孔２０の底面に露出する。図３Ｂから明らかであるように、第２基板１２４上に細胞が配置された場合、細胞は導電性パターン１２に電気的に接続されない。細胞は、測定電極１１０にのみ電気的に接続される。これは、第２基板１２４は絶縁性であるためである。第１基板１２２もまた、絶縁性であることが望ましい。

（絶縁性ファイバ１５０）
絶縁性ファイバ１５０は、絶縁基板１２０上に配置されている。複数の絶縁性ファイバ１５０が、絶縁基板１２０上に配置されていることが望ましい。絶縁基板１２０は、第１基板１２２および第２基板１２４を具備する場合、絶縁性ファイバ１５０は、第２基板１２４の表面上に配置されていることが望ましい。

絶縁性ファイバ１５０は、細胞適合性を有する。細胞電位の測定時には、細胞は絶縁性ファイバ１５０に接するように測定電極１１０上に配置される。細胞が、細胞適合性を有する絶縁性ファイバ１５０上に配置されると、細胞は、絶縁性ファイバ１５０の長手方向に沿って組織化される。非特許文献１および非特許文献２を参照せよ。

具体的には、本実施形態では、図３Ｃに示されるように、細胞１８０が、このような絶縁性ファイバ１５０を具備する細胞電位測定電極アセンブリ１００上に配置されると、細胞１８０は絶縁性ファイバ１５０上に吸着し、そして絶縁性ファイバ１５０の長手方向に沿って伸びるように広がる。図３Ｄを参照せよ。

本実施形態において好適に用いられる細胞の例は、心筋細胞である。心筋細胞が拍動することは周知である。絶縁性ファイバ１５０上に配置された心筋細胞は、絶縁性ファイバ１５０の長手方向に沿って拍動する。しかし、絶縁性ファイバ１５０が存在しない場合、絶縁基板上に配置された心筋細胞の拍動の活動性は低下する。従って、絶縁性ファイバ１５０が存在しない場合と比較して、絶縁性ファイバ１５０が用いられた場合には、心筋細胞の電位変化が適切に測定される。なぜなら、絶縁性ファイバ１５０上に配置された心筋細胞が絶縁性ファイバ１５０の長手方向に沿って拍動しながら、心筋細胞の電位変化が測定されるからである。

絶縁性ファイバ１５０は、絶縁基板１２０に固定されていないことが望ましい。絶縁基板１２０に固定されている絶縁性ファイバ１５０は、心筋細胞の拍動に対する抵抗となり得る。言い換えれば、固定された絶縁性ファイバ１５０は、心筋細胞の拍動の活動性を低下させ得る。心筋細胞の拍動の活動性が低下することを防止するために、絶縁性ファイバ１５０は絶縁基板１２０に固定されていないことが望ましい。

ファイバ１５０は絶縁性である必要がある。導電性のファイバは、細胞の電位変化の測定に悪影響を与える。従って、カーボンナノチューブは本実施形態による細胞電位測定電極アセンブリ１００のために用いられてはならない。その理由は以下のとおりである。後述されるように、本実施形態による細胞電位測定電極アセンブリ１００上には複数の細胞が配置される。このように配置された複数の細胞のうち、測定電極１１０の近傍に位置する細胞の電位変化が測定される。しかし、万一、ファイバ１５０が導電性である場合、複数の細胞が電気的に接続されるため、測定電極１１０の近傍に位置する細胞の電位変化が測定されなくなる。

細胞適合性を有する絶縁性ファイバ１５０の材料の例は、ポリスチレン、ポリカーボネート、ポリメチルメタクリレート、ポリ塩化ビニル、ポリエチレンテレフタレート、ポリアミド、ポリメチルグルタルイミド、またはポリ乳酸である。

図３Ａおよび図３Ｂに示されるように、絶縁性ファイバ１５０は、絶縁基板１２０（例えば、第２基板１２４）上だけでなく、導電性パターン１２上にも配置され得る。言い換えれば、１本の絶縁性ファイバ１５０の一部が絶縁基板１２０（例えば、第２基板１２４）上に配置され、かつ当該１本の絶縁性ファイバ１５０の他の部分が導電性パターン１２上に配置され得る。

上記の場合、絶縁性ファイバ１５０は、導電性パターン１２だけでなく、測定電極１１０にも接し得る。

図３Ａおよび図３Ｂに示されるように、本実施形態による細胞電位測定電極アセンブリ１１０は、複数の絶縁性ファイバ１５０を具備し得る。図３Ａおよび図３Ｂでは、６本の絶縁性ファイバ１５０が描写されている。中央に位置する２本の絶縁性ファイバ１５０は、第２基板１２４上だけでなく、導電性パターン１２上にも配置されている。残り４本の絶縁性ファイバ１５０は、第２基板１２４に配置されている。

図１および図２に示されるように、本実施形態による細胞電位測定電極アセンブリ１１０は、複数の導電性パターン１２および複数の測定電極１１０を具備し得る。この場合、複数の絶縁性ファイバ１５０が用いられる。

複数の絶縁性ファイバ１５０が用いられる場合、図３Ａに示されるように、各ファイバは直線状であり、かつ複数の絶縁性ファイバ１５０は、一方向に沿って配置されていることが望ましい。なぜなら、細胞として心筋細胞が用いられる場合には、心筋細胞は一方向に沿って配置されている複数の絶縁性ファイバ１５０の長手方向に沿って拍動するからである。

（測定電極１１０）
測定電極１１０は、層または平板の形状を有することが望ましい。図３Ｂに示されるように、測定電極１１０は、表面１１０ｆおよび裏面１１０ｂを有する。裏面１１０ｂは、導電性パターン１２に接している。従って、測定電極１１０は、裏面１１０ｂを介して、導電性パターン１２に電気的に接続されている。表面１１０ｆは、露出している。

本発明においては、絶縁性ファイバ１５０は、測定電極１１０の表面１１０ｆに配置されてはならない。万一、図４Ａおよび図４Ｂに示されるように、絶縁性ファイバ１５０が測定電極１１０の表面１１０ｆに配置された場合、後述される比較例１において実証されているように、細胞電位測定電極アセンブリは、高いインピーダンスを有する。その結果、後述される比較例２において実証されているように、細胞電位の測定において大きなノイズが発生する。

測定電極１１０は、白金電極であることが望ましい。白金電極は、白金黒から形成され得る。

（使用方法）
次に、細胞電位測定電極アセンブリ１００を用いて細胞の電位変化を測定する方法が説明される。

図２に示されるように、細胞電位測定電極アセンブリ１００は基準電極１０を具備していることが望ましい。図１０の断面図に示されるように、測定電極１１０は細胞電位測定電極アセンブリ１００の中心付近に配置されており、かつ基準電極１０は細胞電位測定電極アセンブリ１００の中心から遠くに配置されていることが望ましい。測定電極１１０を基準電極１０から区画するために、絶縁リング６２のような絶縁性の第２囲いが細胞電位測定電極アセンブリ１００上に配置されることが望ましい。細胞電位測定電極アセンブリ１００のユーザは、このような細胞電位測定電極アセンブリ１００を用意する。言い換えれば、ユーザは、細胞電位測定電極アセンブリ１００を入手する。

図１１に示されるように、測定電極１１０および絶縁性ファイバ１５０に接するように、絶縁基板１２０上に複数の細胞１８０が配置される。細胞１８０は絶縁基板１２０上に配置された後、細胞１８０は静置されることが望ましい。このようにして、細胞１８０は絶縁性ファイバ１５０を表面に具備する絶縁基板１２０上で成熟する。

次に、図１２に示されるように、細胞１８０に接する培養液１８２が絶縁基板１２０上に供給される。具体的には、円筒部材６および絶縁基板１２０により規定されるチャンバーに培養液１８２が供給される。最後に、基準電極１０および測定電極１１０の間の電位差が細胞１８０の電位変化として測定される。

細胞電位測定電極アセンブリ１００が基準電極１０を具備していない場合には、図１３に示されるように、チャンバーに培養液１８２が供給された後、基準電極１１が培養液１８２に当接される。図１３では、基準電極１１の一部が培養液１８２に浸漬されている。しかし、基準電極１１の全部が培養液１８２に浸漬され得る。このように、基準電極１１の少なくとも一部が、培養液１８２に浸漬される。

次に、図１２に示される場合と同様に、基準電極１０および測定電極１１０の間の電位差が細胞１８０の電位変化として測定される。

（製造方法）
細胞電位測定電極アセンブリを製造する方法の一例が、以下、説明される。図８Ｂに示されるような絶縁基板１２０上に、細胞適合性を有する絶縁性ファイバ１５０を図９Ｂに示されるように配置させる。この絶縁基板１２０は、内部に導電性パターン１２を具備している。絶縁基板１２０は、孔２０を具備している。孔２０の底面には導電性パターン１２の一部が露出している。次いで、孔２０に露出している導電性パターン１２の一部を金属でめっきする。このようにして、図３Ｂに示される細胞電位測定電極アセンブリ１００が製造される。

（実施例）
本発明が、以下の実施例を参照しながら、さらに詳細に説明される。

（実施例１）
まず、図５に示されるような細胞電位測定電極アセンブリ９００（アルファメッドサイエンティフック株式会社から入手、商品名：ＭＥＤ−Ｐ５４５Ａ）が購入された。この細胞電位測定電極アセンブリ９００は、円筒部材６の内部に６４個（すなわち、８列×８行）の測定電極１９０を具備していた。この細胞電位測定電極アセンブリ９００の詳細については、特許文献１を参照せよ。特許文献１は、本明細書に参考として援用される。円筒部材６は、チャンバーを規定する。

図６は、細胞電位測定電極アセンブリ９００の平面図を示す。図６に示されるように、細胞電位測定電極アセンブリ９００は、円筒部材６の外部に６８本の電極７および導電性パターン１２を有していた。各電極７は１本の導電性パターン１２の一端に接続されていた。これらの電極７のうち、４本の電極７は基準電極１０であった。残り６０本の電極７に接続された各導電性パターン１２の他端が円筒部材６の内部で測定電極１９０に接続されていた。図５では、電極７、基準電極１０、および導電性パターン１２は省略されている。図６では、測定電極１９０が省略されている。

図７Ａは、細胞電位測定電極アセンブリ９００に含まれる１つの測定電極１１０の概略図を示す。図７Ｂは、図７Ａに含まれる線７Ｂ−７Ｂに沿って切り取った断面図を示す。図７Ａおよび図７Ｂに示されるように、細胞電位測定電極アセンブリ９００は、ガラスから形成されている第１基板１２２、絶縁体から形成された第２基板１２４、インジウムスズ酸化物から形成されている導電性パターン１２、および白金黒から形成されている測定電極１９０を具備していた。

次に、およそ２ミリリットルの容積を有する水が、円筒部材６の内部に供給された。綿棒を用いて測定電極１９０を除去した。このようにして、図８Ａおよび図８Ｂに示されるように、第２基板１２４に形成されている貫通孔２０の底面に、インジウムスズ酸化物から形成されている導電性パターン１２の一部が露出した。続いて、細胞電位測定電極アセンブリは自然乾燥された。

細胞電位測定電極アセンブリは、プラズマ処理装置（ＨＡＲＲＩＣＫＰＬＡＳＭＡ社製、商品名「ＰＤＣ−３２Ｇ」）を用いて、ＲＦパワーが１８Ｗの条件下で、２分間、プラズマ表面処理に供された。

その一方で、ポリメチルグルタルイミドから形成されたナノファイバーが、エレクトロスピニング法により表面に形成されたアルミニウムテープ（日立マクセル株式会社より入手、商品名：ＳＬＩＯＮＴＥＣ）が用意された。ナノファイバーは、５０％の表面被覆率（surface coverage）を有していた。

次に、ナノファイバーがアルミニウムテープおよび導電性パターン１２の間に挟まれるように、ナノファイバーを有するアルミニウムテープが細胞電位測定電極アセンブリの表面上に配置された。ナノファイバーを有するアルミニウムテープは、第２基板１２４の表面および貫通孔２０の底面で露出している導電性パターン１２の部分の表面に押しつけられた。次いで、アルミニウムテープが剥がされた。このようにして、図９Ａおよび図９Ｂに示されるように、第２基板１２４の表面および貫通孔２０の底面で露出している導電性パターン１２の部分の表面にナノファイバー１５０が転写された。

最後に、貫通孔２０の底面で露出している導電性パターン１２の部分が白金黒を用いてメッキされた。具体的には、メッキ溶液を用いて、２０ｍＡ／ｃｍ²の電流密度で２分間、当該部分がメッキされた。メッキ時には、導電性パターン１２はカソードとして用いられた。メッキ溶液は、以下の表１に示される組成を有していた。このようなメッキ処理を介して貫通孔２０の底面で露出している導電性パターン１２の部分の表面に測定電極１１０が形成された。

このようにして、図３Ａおよび図３Ｂに示されるように、実施例１による細胞電位測定電極アセンブリ１００が得られた。

次に、インピーダンス測定装置（株式会社エヌエフ回路設計ブロック製、商品名：ＺＭ２３７１）を用いて、１０〜１００ｋＨｚの周波数および１ボルトの電圧を有する正弦波が実施例１による細胞電位測定電極アセンブリに印加されながら、実施例１による細胞電位測定電極アセンブリのインピーダンスが測定された。

（比較例１）
比較例１では、白金黒から形成された測定電極１９０を除去することなく細胞電位測定電極アセンブリ９００がプラズマ表面処理に供されたこと、および導電性パターン１２がメッキされなかったこと以外は、実施例１と同様の実験が行われた。

言い換えれば、比較例１では、白金黒から形成された測定電極１９０を具備する細胞電位測定電極アセンブリ９００が、プラズマ処理装置を用いて、ＲＦパワーが１８Ｗの条件下で、２分間、プラズマ表面処理に供された。次いで、ナノファイバーを有するアルミニウムテープが細胞電位測定電極アセンブリの表面上に押しつけられた。アルミニウムテープが剥がされ、ナノファイバー１５０を第２基板１２４の表面および測定電極１９０の表面にナノファイバーが転写された。このようにして、比較例１による細胞電位測定電極アセンブリが得られた。

（参考例１）
参考例１では、アルファメッドサイエンティフック株式会社から購入された細胞電位測定電極アセンブリ９００がそのまま、インピーダンス測定のために用いられた。言い換えれば、参考例１では、白金黒から形成された測定電極１９０は除去されなかった。細胞電位測定電極アセンブリ９００はプラズマ処理に供されなかった。ナノファイバーも細胞電位測定電極アセンブリ９００に転写されなかった。

図１４は、実施例１、比較例１、および参考例１による細胞電位測定電極アセンブリのインピーダンスの測定結果を示す。

図１４から理解されるように、実施例１による細胞電位測定電極アセンブリ１００は、比較例１による細胞電位測定電極アセンブリよりも低いインピーダンスを有する。参考例１による細胞電位測定電極アセンブリ９００は、最も低いインピーダンスを有するが、細胞成熟に必要とされるナノファイバーを有していないことに留意せよ。

（実施例２）
実施例２では、実施例１による細胞電位測定電極アセンブリ１００を用いて、心筋細胞の電位変化が測定された。具体的には、ヒト由来ｉＰＳ分化心筋細胞（ｉＰＳアカデミアジャパン株式会社より入手、商品名：ｉＣｅｌｌＣａｒｄｉｏｍｙｃｙｔｅｓ）が用いられた。ｉＣｅｌｌＣａｒｄｉｏｍｙｃｙｔｅｓに添付されている説明書に記載されたプロトコルに従って、ヒト由来ｉＰＳ分化心筋細胞を含有する培養液が調製された。

次いで、図１２に示されるように、実施例１による細胞電位測定電極アセンブリ１００上に、培養液１８２が供給された。細胞電位測定電極アセンブリ１００上でのｉＰＳ分化心筋細胞１８０の濃度は、１．５×１０⁴細胞／ｍｍ²であった。実施例２では、図１０〜図１２に示されるように、絶縁リング６２が用いられた。

細胞電位測定装置（アルファメッドサイエンティフック株式会社より入手、商品名：「ＭＥＤ−６４」）を用いて、基準電極１０および測定電極１１０の間の電位差が測定された。このようにして、細胞１８０の電位変化が測定された。

図１５は、実施例２における測定結果を示すグラフである。

（比較例２）
比較例２では、実施例１による細胞電位測定電極アセンブリ１００に代えて比較例１による細胞電位測定電極アセンブリが用いられたこと以外は、実施例２と同様の実験が行われた。図１６は、比較例２における測定結果を示すグラフである。

図１５および図１６から明らかなように、実施例２においては測定ノイズは１０マイクロボルト程度の低い値であったが、比較例２においては測定ノイズは６０マイクロボルト程度の高い値であった。このように、絶縁性ファイバ１５０が測定電極１１０の表面１１０ｆに配置された場合、大きなノイズが発生する。従って、絶縁性ファイバ１５０は測定電極１１０の裏面１１０ｂに配置されることが小さなノイズのために必要とされる。

本発明は、創薬スクリーニングのために用いられ得る。

１００細胞電位測定電極アセンブリ
１１０測定電極
１１０ａ表面
１１０ｂ裏面
６円筒部材
７電極
１０基準電極
１１基準電極
１２導電性パターン
２０貫通孔

１２０絶縁基板
１２２第１基板
１２４第２基板
１５０絶縁性ファイバ
１８０細胞

６２絶縁リング

８２化学センサー
８４ファイバーマット
８６基板
８８電極
９０絶縁表面
９２絶縁体
９４ウェーハ
９９ａコンポジットナノファイバーセンシング材料

９００細胞電位測定電極アセンブリ
１９０測定電極

Claims

以下を具備する細胞電位測定電極アセンブリ：
絶縁基板、
前記絶縁基板内に配置された導電性パターン、
細胞適合性を有する絶縁性ファイバ、および
測定電極
を具備し、ここで、
前記絶縁性ファイバは、前記絶縁基板上に配置されており、
前記測定電極は表面および裏面を有しており、
前記測定電極の裏面は、前記導電性パターン上に接しており、かつ
前記絶縁性ファイバは、前記測定電極の表面には配置されていない。
請求項１に記載の細胞電位測定電極アセンブリであって、
前記絶縁基板の厚み方向に沿った断面において、前記絶縁性ファイバは、前記導電性パターン上に配置されている。
請求項２に記載の細胞電位測定電極アセンブリであって、
前記絶縁性ファイバは、前記導電性パターンおよび前記測定電極の両方に接している。
請求項１に記載の細胞電位測定電極アセンブリであって、
複数の前記絶縁性ファイバを具備している。
請求項４に記載の細胞電位測定電極アセンブリであって、
複数の前記導電性パターンおよび複数の前記測定電極を具備している。
請求項４に記載の細胞電位測定電極アセンブリであって、
複数の前記絶縁性ファイバは、直線状であって、かつ
前記複数の絶縁性ファイバは、一方向に沿って配置されている。
請求項１に記載の細胞電位測定電極アセンブリであって、
前記絶縁基板は第１基板および前記第１基板上に積層された第２基板を具備し、
前記導電性パターンは前記第１基板上に形成されており、
前記第２基板は貫通孔を具備しており、
前記貫通孔の内部に前記測定電極の一部分が埋め込まれており、
前記測定電極は、前記貫通孔の底面で前記導電性パターンに電気的に接続されており、かつ
前記絶縁性ファイバは前記第２基板上に配置されている。
請求項７に記載の細胞電位測定電極アセンブリであって、
前記絶縁基板の厚み方向に沿った断面において、前記絶縁性ファイバは、前記導電性パターン上に配置されている。
請求項８に記載の細胞電位測定電極アセンブリであって、
前記絶縁性ファイバは、前記導電性パターンおよび前記測定電極の両方に接している。
請求項７に記載の細胞電位測定電極アセンブリであって、
複数の前記絶縁性ファイバを具備している。
請求項１０に記載の細胞電位測定電極アセンブリであって、
複数の前記導電性パターンおよび複数の前記測定電極を具備している。
請求項１０に記載の細胞電位測定電極アセンブリであって、
複数の前記絶縁性ファイバは、直線状であって、
前記複数の絶縁性ファイバは、一方向に沿って配置されている。
請求項１に記載の細胞電位測定電極アセンブリであって、
前記測定電極が、白金から形成されている。
請求項１に記載の細胞電位測定電極アセンブリであって、
前記絶縁性ファイバが前記絶縁基板上で固定されていない。
請求項１に記載の細胞電位測定電極アセンブリであって、
前記絶縁性ファイバが、ポリスチレン、ポリカーボネート、ポリメチルメタクリレート、ポリ塩化ビニル、ポリエチレンテレフタレート、ポリアミド、ポリメチルグルタルイミド、およびポリ乳酸からなる群から選択される高分子から形成される。
請求項１に記載の細胞電位測定電極アセンブリであって、
前記細胞が心筋細胞である。
細胞の電位変化を測定する方法であって、以下の工程を具備する：

（ａ）請求項１に記載の細胞電位測定電極アセンブリを用意する工程、
ここで、前記細胞電位測定電極アセンブリは、さらに基準電極を表面に具備しており、

（ｂ）前記測定電極および前記絶縁性ファイバに接するように、前記絶縁基板上に複数の細胞を配置する工程、

（ｃ）前記基準電極、前記測定電極、および前記細胞に接するように培養液を前記絶縁基板上に供給する工程、および

（ｄ）前記基準電極および前記測定電極の間の電位差を前記細胞の電位変化として測定する工程。
請求項１７に記載の方法であって、さらに以下の工程を具備する：
工程（ｂ）および工程（ｄ）の間に、前記複数の細胞を静置する工程。
請求項１７に記載の方法であって、
前記複数の細胞が心筋細胞である。
請求項１７に記載の方法であって、
前記絶縁基板の厚み方向に沿った断面において、前記絶縁性ファイバは、前記導電性パターン上に配置されている。
請求項２０に記載の方法であって、
前記絶縁性ファイバは、前記導電性パターンおよび前記測定電極の両方に接している。
請求項１７に記載の方法であって、
複数の前記絶縁性ファイバを具備している。
請求項２２に記載の方法であって、
複数の前記導電性パターンおよび複数の前記測定電極を具備している。
請求項２２に記載の方法であって、
複数の前記絶縁性ファイバは、直線状であって、
前記複数の絶縁性ファイバは、一方向に沿って配置されている。
請求項１７に記載の方法であって、
前記絶縁基板は第１基板および前記第１基板上に積層された第２基板を具備し、
前記導電性パターンは前記第１基板上に形成されており、
前記第２基板は貫通孔を有しており、
前記貫通孔の内部に前記測定電極の一部分が埋め込まれており、
前記測定電極は、前記貫通孔の底面で前記導電性パターンに電気的に接続されており、かつ
前記絶縁性ファイバは前記第２基板上に配置されている。
請求項２５に記載の方法であって、
前記絶縁基板の厚み方向に沿った断面において、前記絶縁性ファイバは、前記導電性パターン上に配置されている。
請求項２６に記載の方法であって、
前記絶縁性ファイバは、前記導電性パターンおよび前記測定電極の両方に接している。
請求項２５に記載の方法であって、
複数の前記絶縁性ファイバを具備している。
請求項２８に記載の方法であって、
複数の前記導電性パターンおよび複数の前記測定電極を具備している。
請求項２８に記載の方法であって、
複数の前記絶縁性ファイバは、直線状であって、
前記複数の絶縁性ファイバは、一方向に沿って配置されている。
請求項１７に記載の方法であって、
前記測定電極が、白金から形成されている。
請求項１７に記載の方法であって、
前記絶縁性ファイバが前記絶縁基板上で固定されていない。
細胞の電位変化を測定する方法であって、以下の工程を具備する：

（ａ）請求項１に記載の細胞電位測定電極アセンブリを用意する工程、

（ｂ）前記測定電極および前記絶縁性ファイバに接するように、前記絶縁基板上に複数の細胞を配置する工程、

（ｃ）前記測定電極、および前記細胞に接するように培養液を前記絶縁基板上に供給する工程、および

（ｄ）基準電極および前記測定電極の間の電位差を前記細胞の電位変化として測定する工程、ここで、
前記方法は、前記工程（ｃ）および前記工程（ｄ）の間に、前記基準電極を前記培養液に接する工程をさらに具備する。
細胞電位測定電極アセンブリを製造する方法であって、以下の工程を具備する：
（ａ）絶縁基板上に、細胞適合性を有する絶縁性ファイバを配置させる工程、
ここで、
前記絶縁基板は、内部に導電性パターンを具備しており、
前記絶縁基板は、孔を具備しており、かつ
前記孔の底面に前記導電性パターンの一部が露出しており、および
（ｂ）前記孔に露出している前記導電性パターンの一部を金属でめっきする工程。
請求項３４に記載の方法であって、
前記金属が白金である。