JP5278625B2 - センサチップおよびその保管方法 - Google Patents

Description

本発明は、表面に材料物質を吸着し、その特性を測定するバイオセンサや化学物質同定センサなどに用いられるセンサチップおよびその保管方法に関する。

センサデバイスの一例である従来の細胞電気生理計測デバイスは、生体材料物質である細胞をセンサチップの表面に吸着させ、細胞の特性を測定することができる。

電気生理学におけるパッチクランプ法は、細胞膜に存在するイオンチャンネルを測定する方法として知られており、このパッチクランプ法によってイオンチャンネルの様々な機能が解明されている。イオンチャンネルの働きは細胞学において重要な関心事であり、薬剤の開発に応用されている。

しかし、一方でパッチクランプ法は、微細なマイクロピペットを１個の細胞に高い精度で挿入するという極めて高度な技術に基づいた操作を必要としている。そのため、熟練作業者でさえ多くの測定をこなせない。従って高いスループットの測定を必要とする場合にはあまり適切ではない。

このため、微細加工技術を利用した平板型の細胞電気生理計測デバイスが開発されている。これら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オートパッチシステムに適している。

細胞電気生理計測デバイスは、たとえば、樹脂からなる実装基板と、実装基板の底面に設けられた連通孔内に挿入されたセンサチップと、を有している。センサチップはシリコンやガラスから形成されている。さらにセンサチップには、曲面あるいは平面を持った仕切板に少なくとも一つ以上の貫通孔が設けられている。貫通孔の開口径は直径１マイクロメートル〜３マイクロメートルである。細胞電気生理計測デバイスには、一つのセンサチップに貫通孔が一つ形成された単孔のセンサチップと、一つのセンサチップに貫通孔が複数形成された多孔のセンサチップとがある。

そして、実装基板の仕切り板の上側に配置された上部電解槽と、仕切り板の下側に配置された下部電解槽とは、共に電解液で満たされている。上部電解槽と下部電解槽は実装基板とセンサチップで形成される仕切り板により上下に仕切られている。

そして、上部電解槽から被検体となる細胞を注入し、上部電解槽から加圧、あるいは下部電解槽から吸引することで細胞を貫通孔の上部電解槽側の開口部に吸着する。貫通孔の開口径は直径１〜３マイクロメートルであるが、これは細胞を保持、吸着するために適した範囲とされており、吸引された細胞膜の一部は貫通孔内へ引き延ばされて貫通孔壁面へ固着する。

この状態で、例えば細胞の周辺に薬剤を投与し、上下電解槽間で発生する電位差あるいは電流を上下電解槽内に配置された電極を用いて測定することにより、投与薬剤に対する細胞の薬理反応を判断できる（特許文献１）。

従来の平面型の細胞電気生理計測デバイスでは、ガラスピペットを用いたパッチクランプ法に比べてセンサチップと細胞との間に安定した高抵抗シールを確立することが難しい。ここでセンサチップと細胞との間が強固に固着され、高抵抗状態であることをギガシール状態とよぶ。

また、細胞が接触、固着する面（細胞接触面）は仕切り板および貫通孔壁面である。細胞の密着度を上げ、強固な固着状態を形成するためには、細胞接触面の表面にシラノール基（ＳｉＯＨ基）が十分形成されている必要がある。ガラスピペットの細胞接触面と細胞との密着度を上げた実施の形態が開示されている。（非特許文献１）。また、ガラスやＳｉＯ_２などの表面に付着したシラノール基の量によって表面エネルギーや親水性が変化することが開示されている（非特許文献２）。すなわち、細胞接触面に細胞を強固に固着させるためには、シラノール基が十分付着している必要があり、シラノール基の付着量は表面の親水性や表面電荷などによって間接的に評価できる。

ガラスやＳｉＯ_２などの表面の親水性を向上させる為には、酸素プラズマ、大気プラズマなどのプラズマを用いる方法や、エキシマＵＶ露光などをエネルギーの強い光を照射する方法や、硫酸と過酸化水素水の混合溶液による洗浄する方法などがある。このように半導体作製やＭＥＭＳデバイス作製において、一般的に行われている方法を用いることができる（非特許文献３）。

また、ギガシール状態を形成するために、チップ表面の二酸化ケイ素層を酸素プラズマなどの処理を施して活性を高める方法がある。例えば、チップ表面に酸・塩基処理、酸素プラズマ処理などを施すことにより、ＳｉＯＭ（Ｍ：ＨあるいはＮａ、Ｋ、Ｍｇ、Ｃａなどの金属）が形成されていることが開示されている（特許文献２）。

あるいは、チップ表面にＬＰＣＶＤ（Ｌｏｗ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ Ｃｈｅｍｉｃａｌ Ｖａｐｏｒ Ｄｅｐｏｓｉｔｉｏｎ）法によってＳｉ₃Ｎ₄が主成分の窒化ケイ素層を成膜することが開示されている（特許文献３、４）。

従来のセンサデバイスにおいては、センサデバイスを作製した後、短期間の内に測定を行うのであれば、表面に形成されたシラノール基を十分な量に保ったまま測定できる。しかしながら、大量にセンサデバイスを同時に作製し、測定を開始するまでの間、相当期間保管することが必要な場合は、表面に形成されたシラノール基を十分な量に保ったまま、保管する必要がある。従来のセンサデバイスにおいては、たとえば細胞を投入する測定を実施する前の保管状態において、センサデバイス表面のシラノール基が解離してＳｉ−Ｏ−Ｓｉ（シロキサン結合）となることがある。あるいは、測定対象である細胞が吸着することを阻害する物質（以下、吸着阻害物質と呼ぶ）がセンサデバイス表面に吸着し、細胞の接着が不十分となり測定の精度が低下してしまう場合がある。

すなわち、センサデバイスの一例である従来の細胞電気生理計測デバイスにおいて、センサチップの表面に形成された細胞が吸着するための貫通孔の表面に、細胞吸着阻害物質が存在することにより貫通孔へ細胞吸着が十分に行われない場合がある。そのため、細胞表面と貫通孔表面の間にリーク電流が発生してしまい、測定精度を向上させることが困難になる。このため、シラノール基の解離の防止や、貫通孔表面への細胞吸着阻害物質の吸着防止手段として、細胞を吸着する測定直前まで、センサデバイスを水の中に保管させる水中保管や、真空容器の中に保管する真空保管、Ｎ_２等の不活性ガス雰囲気での保管が行われている。しかし、水中保管では測定前にセンサから水を抜き取る作業が必要であり、また真空保管や不活性ガス保管では保管効果が不十分な場合がある。

特にシラノール基の解離は、化１のように、表面にて隣り合う２つのシラノール基が解離結合して、Ｈ₂Ｏを形成するメカニズムを進行する。そのため、真空保管や不活性ガス保管では、吸着阻害物質の付着を防ぐ効果はあっても、シラノール基の解離およびＨ₂Ｏ生成を防ぐことはできない。このため、真空保管や不活性ガス保管では親水性劣化防止効果は限定的である。

なお、この発明に関連する先行技術文献としては、例えば、下記特許文献が知られている。

特表２００２−５１８６７８号公報 米国特許第７７２３０２９号明細書 米国特許第６８６３８３３号明細書 米国特許出願公開第２００６／０２５１５４４号明細書

非特許文献１：Ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ Ｄｉｖａｌｅｎｔ Ｃａｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｔｈｅ ａｓｓｅｍｂｌｅ ｏｆ ｎｅｕｔｒａｌ ａｎｄ ｃｈａｒｇｅｄ ｐｈｏｓｐｈｏｌｉｐｉｄ ｂｉｌａｙｅｒｓ ｉｎ ｐａｔｃｈ−ｒｅｃｏｒｄｉｎｇ ｐｉｐｅｔｔｅｓ， Ｒｏｂｅｒｔｏ Ｃｏｒｏｎａｄｏ， Ｂｉｏｐｈｙｓｉｃｓ Ｊ． Ｖｏｌｕｍｅ４７， Ｊｕｎｅ １９８５．
非特許文献２：Ｐｒｅｐａｒａｔｉｏｎ ｏｆ ｇｌａｓｓ ｃａｐｉｌｌａｒｙ ｃｏｌｕｍｎｓ ｆｏｒ ＧＡＳ ＣＨＲＯＭＡＴＯＧＲＡＰＨＹ，Ｍｉｌｔｏｎ Ｌ． ＬＥＥ ａｎｄ ＢＯＢ Ｗ． Ｗｒｉｇｈｔ，Ｊｏｕｎａｌ ｏｆ Ｃｈｒｏｍａｔｏｇｒａｐｈｙ， １８４（１９８０） ２３５−３１２
非特許文献３：Ｂｉｏｃｈｅｍｉｃａｌ ａｎｄ ｂｉｏｐｈｙｓｉｃａｌ ｒｅｓｅａｒｃｈ ｃｏｍｍｕｎｉｃａｔｉｏｎｓ Ｖｏｌ．１９１ Ｎｏ．２ Ｐ．４４７ （１９９３）

本発明のセンサチップは、表面に物質を吸着することによって、物質の特性を測定するセンサチップであり、第１の表面と、第２の表面とを有するとともに、第１の表面から第２の表面にかけて貫通する少なくとも一つの貫通孔が設けられたダイアフラムを備える。第１の表面と、第２の表面と、貫通孔の内壁表面と、のうちの少なくとも一部がＳｉＯＸを主成分とする非晶質固体層で被覆されており、物質Ｘは窒素、リン、フッ素、ホウ素のいずれかよりなる。

図１は、本発明の実施の形態におけるセンサデバイスの断面図である。 図２Ａは、本発明の実施の形態における単孔のセンサチップの斜視図である。 図２Ｂは、本発明の実施の形態における単孔のセンサチップの断面図である。 図２Ｃは、本発明の実施の形態における単孔のセンサチップの要部断面図である。 図３は、本発明の実施の形態におけるセンサチップのダイアフラムの厚さ方向の組成の分布変化を示す図である。 図４は、本発明の実施の形態におけるセンサチップのダイアフラム表面の、ＸＰＳによる窒素１ｓのコアレベル光電子スペクトルを示す図である。 図５は、本発明の実施の形態におけるセンサチップのギガシール成功率を示すグラフである。 図６は、本発明の実施の形態におけるセンサチップの酸化膜表面の、ＸＰＳによる炭素１ｓコアレベルスペクトルを示す図である。 図７は、本発明の実施の形態におけるセンサチップのギガシール成功率の保管時間に対する変化を示すグラフである。 図８は、本発明の実施の形態におけるセンサチップのギガシール成功率の、保管時間による変化を示すグラフである。 図９は、本発明の実施の形態における多孔のセンサチップの斜視図である。 図１０は、本発明の実施の形態におけるセンサチップのシール抵抗値の分布を示すグラフである。 図１１Ａは、本発明の実施の形態における単孔のセンサチップの断面図である。 図１１Ｂは、本発明の実施の形態における多孔のセンサチップの断面図である。 図１２は、本発明の実施の形態における単孔のセンサチップのシール抵抗値分布を示すグラフである。 図１３は、本発明の実施の形態における多孔のセンサチップの二項分布と合成抵抗値を示すグラフである。 図１４Ａは、本発明の実施の形態におけるギガシール状態のセンサチップの貫通孔の上面の電子顕微鏡写真を示す図である。 図１４Ｂは、本発明の実施の形態におけるギガシール状態のセンサチップの貫通孔の断面図である。 図１５Ａは、本発明の実施の形態におけるギガシール状態ではないセンサチップの貫通孔の上面の電子顕微鏡写真を示す図である。 図１５Ｂは、本発明の実施の形態におけるギガシール状態ではないセンサチップの貫通孔の断面図である。 図１６は、本発明の実施の形態におけるセンサチップの水の接触角とギガシール成功率の関係を示すグラフである。 図１７は、本発明の実施の形態におけるセンサチップのＸＰＳによるカーボン量とギガシール成功率の関係を示すグラフである。 図１８は、本発明の実施の形態におけるセンサチップのＸＰＳによるカーボン量と水の接触角の関係を示すグラフである。 図１９は、本発明の実施の形態における他のセンサチップの断面図である。 図２０は、本発明の実施の形態におけるセンサチップの平均抵抗値の時間推移を示す図である。 図２１は、本発明の実施の形態におけるセンサチップの観察結果を示す図である。

（実施の形態１）
図１は本発明の実施の形態におけるセンサデバイスの断面図である。以下、センサデバイス５００について図面を参照しながら説明する。本実施の形態においては、センサチップ１０１を細胞電気生理計測デバイスに用いた例について説明する。また、一つのセンサチップ１０１に一つの貫通孔１０９を有する単孔のセンサチップを用いたセンサデバイス５００について説明する。

センサチップ１０１はウェル１０２の底面に固定されている。ウェル１０２はポリスチレン、ポリカーボネートなどの樹脂材料によって成型された井戸型の容器である。測定される細胞などの生体試料である被検体１１２はウェル１０２内の第１の電解液１０３中に保持される。

また、流路１０５がウェル１０２の下側に設けられ、流路１０５には第２の電解液１０４が満たされる。センサチップ１０１の底部に相当するダイアフラム１０６により第１の電解液１０３と第２の電解液１０４が分離されている。第１電極１０７は、ウェル１０２の第１の電解液１０３に接して設置されている。第２電極１０８は、流路１０５内で第２の電解液１０４に接して設置されている。なお、第２電極１０８は必ずしも流路１０５内に形成されている必要はなく、第２の電解液１０４に接して設置されていればよい。

ウェル１０２に注入された溶液中の被検体１１２は、ダイアフラム１０６に設けられた貫通孔１０９を通して流路１０５側から陰圧を印加するか、ウェル１０２側から陽圧を印加することによって貫通孔１０９上に吸引され保持される。この際、貫通孔１０９の内周と被検体１１２との間が強固に接触されることでシールが形成される。

測定に当たっては、貫通孔１０９を通して流路１０５側から被検体１１２をより強く吸引するか、あるいは流路１０５内の第２の電解液１０４に特定の薬剤（例えばナイスタチン）を導入することによって、貫通孔１０９の内部の被検体１１２に小孔を形成する。これは一般的に窄孔パッチと呼ばれる。この小孔によって第１の電解液１０３と第２の電解液１０４は、被検体１１２を介して連通する。

その後、被検体１１２に対して刺激となる操作をウェル１０２側から行う。この操作としては、薬剤や毒物による化学的刺激のほか、電磁気、振動など機械的変位、光、熱などの物理的な刺激などである。

このような刺激に対して被検体１１２が活発に応答すると、被検体１１２の細胞膜に存在しているイオンチャネルが開閉することにより、被検体１１２を介して第１の電解液１０３と第２の電解液１０４との間にイオン電流が生じる。このイオン電流にともなう電気的変化を第１電極１０７と第２電極１０８によって検出する。この際、貫通孔１０９の内周と被検体１１２との間のシールが不完全であれば、不完全なシールを介して被検体１１２を介さずに流れる電流リークが生じ、イオンチャネル応答によるイオン電流の計測が困難になる。したがって貫通孔１０９と被検体１１２との間のシール特性が極めて重要である。シールが理想的な場合は、第１電極１０７と第２電極１０８との間の電気抵抗値（シール抵抗値）が１０^９Ωを超える非常に高い値を示すことから、このような状態はギガシールと呼称される。

図２Ａは、本実施の形態における単孔のセンサチップの斜視図である。図２Ｂは、本実施の形態における単孔のセンサチップの断面図である。

センサチップ１０１は直径約１ｍｍの円柱であり、中央部に直径６００μｍの円柱状の凹部１１４を有している。凹部１１４の外周は壁層１１３によって包囲されている。図２Ｂに示すように、凹部１１４の底部に相当するダイアフラム１０６は第１の表面１１０と、第２の表面１１１を有する。第１の表面１１０はウェル１０２側で第１の電解液１０３と接している。第２の表面１１１は第１の表面１１０の反対側に設けられ、流路１０５側で第２の電解液１０４と接している。貫通孔１０９により第１の表面１１０と第２の表面１１１が連結されている。なお、ここで記載したセンサチップ構造は一例であり、大きさや数値などはこれに限定されるものではない。

ダイアフラム１０６の第１の表面１１０と第２の表面１１１のうちの少なくとも一部の表面は、ＳｉＯＸを主成分とする非晶質固体層１１７で被覆されている。また、被検体１１２が捕捉される面は非晶質固体層１１７によって被覆されている。ここで、物質Ｘとしては、後述するように電気陰性度がケイ素よりも大きい物質である。

貫通孔１０９の直径は１μｍ以上１０μｍ以下であり、さらには１．７μｍ以上２．３μｍ以下であることが望ましい。貫通孔１０９の直径が１μｍよりも小さい場合、ギガシールを長時間維持することが難しくなる。また第２の電解液１０４が被検体１１２に届きにくくなり、イオン電流の測定に時間がかかったり、ばらつきが生じたりする。逆に貫通孔１０９の直径が１０μｍよりも大きい場合には、被検体１１２と貫通孔１０９の間に隙間が生じたり、貫通孔１０９内に被検体１１２が引き込まれたりしてシール抵抗値が低下する。本実施の形態においては貫通孔１０９の直径は２．０μｍである。なお、貫通孔１０９の直径は、被検体１１２を捕捉するのに適した直径に適宜調整して形成できる。

また、貫通孔１０９の長さはダイアフラム１０６の厚さと同じ長さ程度であることが望ましい。貫通孔１０９が長すぎると第２の電解液１０４が被検体１１２に届きにくくなるため、５μｍ以上２０μｍ以下であることが望ましい。ダイアフラム１０６の厚みが２０μｍよりも大きい場合には、第２の表面１１１側を、好適な貫通孔１０９の長さに一致するようにエッチングによってドーム状にくりぬくことも可能である。本実施の形態においては貫通孔１０９の長さとダイアフラム１０６の厚みは１０μｍで一致している。

なお、貫通孔１０９は、ダイアフラム１０６の第１の表面１１０での開口部径とダイアフラム１０６の第２の表面１１１での開口部径とが異なってもよい。例えば、ダイアフラム１０６の第２の表面１１１での開口部径をダイアフラム１０６の第１の表面１１０での開口部径よりも長くしてもよい。こうすることにより、流路１０５内に薬剤などを流入させた際に、貫通孔１０９内部に保持された被検体１１２へ薬剤をより効率的に到達できる。あるいは、ダイアフラム１０６の第２の表面１１１に貫通孔１０９に連通するように窪み（図示せず）を形成させても同様の効果を奏することができる。

なお、ダイアフラム１０６の第２の表面１１１は第１の表面１１０の反対側に設けられていることが望ましいが、貫通孔１０９の両端の領域が空間的に分離されていればよい。例えば、第２の表面１１１が第１の表面１１０と任意の角度で交わる側面と上面のような関係でもよく、貫通孔１０９がダイアフラム１０６内で湾曲していてもよい。

センサチップ１０１のダイアフラム１０６を形成するための基材として、例えばダイアフラム１０６に用いるケイ素層がケイ素（１００）からなるＳＯＩ（Ｓｉｌｉｃｏｎ ｏｎ Ｉｎｓｕｌａｔｏｒ）基板を用いることができる。ＳＯＩ基板は、ケイ素層１１５ａ−二酸化ケイ素層１１５ｂ−ケイ素層１１５ａの３層構造からなる。

ＳＯＩ基板にフォトリソグラフィーおよびドライエッチング技術を用いて微細加工することによって、一括して多数個の高精度なセンサチップ１０１を作製できる。ＳＯＩ基板はエッチングプロセスの際、二酸化ケイ素層１１５ｂがエッチングストップ層としての役割を果たすことができるため、高精度なセンサチップ１０１を作製できる。

さらに、ダイアフラム１０６の非晶質固体層１１７とＳＯＩ基板との間、すなわち非晶質固体層１１７の下面層に、酸化膜１１６が形成されていることが望ましい。酸化膜１１６としては、例えば二酸化ケイ素からなることが好ましい。

貫通孔１０９、壁層１１３、凹部１１４を形成したＳＯＩ基板の表面全体に酸化膜１１６を形成することにより、ダイアフラム１０６の表面が電気的絶縁体になる。酸化膜１１６の形成には熱酸化法を用いて、酸素と水蒸気雰囲気の下、１１００℃で加熱することにより、酸化膜１１６を形成できる。必要な酸化膜の厚みは適宜決められるが、一般には５００〜１０００ｎｍである。

なおセンサチップ１０１の一部に非晶質固体層１１７が形成されていなくても良いが、非晶質固体層１１７が形成されていない最表面は、二酸化ケイ素層１１５ｂあるいは酸化膜１１６が形成されていることが好ましい。

ダイアフラム１０６の非晶質固体層１１７が形成されていない最表面に、二酸化ケイ素層１１５ｂあるいは酸化膜１１６が形成されていると、それらは親水性に富むため、測定時における気泡の発生の抑制と気泡の除去が容易となる。そのため高精度な測定を実現できる。測定時に気泡が貫通孔１０９の近傍に残留しているとギガシール特性を大きく低下させることとなり、測定精度に大きな悪影響を及ぼす。

二酸化ケイ素層１１５ｂの厚みはエッチングストップ層として求められる厚みと生産性の観点から、０．５μｍ以上、２０μｍ以下が好ましい。なお、ＳＯＩ基板の二酸化ケイ素層１１５ｂを酸化膜１１６として用いることができる。

なお、センサチップ１０１は必ずしも壁層１１３と凹部１１４とを有する必要はなく、センサチップ１０１の形状と構造によって所定の寸法に適宜選択すればよい。少なくとも第１の表面１１０と第２の表面１１１とを有するダイアフラム１０６と、第１の表面１１０から第２の表面１１１を繋ぐようにダイアフラム１０６を貫通する貫通孔１０９が設けられていればよい。すなわち、センサチップ１０１は平板状であってもよい。

しかし、ダイアフラム１０６の厚さを数μｍにする場合、製造工程におけるハンドリングと実装性を考慮して壁層１１３を形成することが望ましい。すなわち、壁層１１３はセンサチップ１０１の保持部として機能し機械的強度を高める。また、凹部１１４は液体を貯留しておくための機能を果たす。そのため、壁層１１３と凹部１１４が形成されていることが望ましい。

壁層１１３から構成される保持部の形成には、ＳＯＩ基板からのエッチングによる方法や貼り合わせなどが考えられるが、プロセスの一貫性からＳＯＩ基板からのエッチングを用いるのがよい。

ダイアフラム１０６を厚くすれば割れにくくなるが、加工に必要な時間が長くなる。工程のスループットの観点からは、ダイアフラム１０６は薄い方が望ましい。また、ダイアフラム１０６を厚くすることにより貫通孔１０９の長さが長くなる。そのため、圧力で被検体１１２を吸着する際の流路抵抗が大きくなり、被検体１１２が吸引されにくくなり、測定の成功率は減少する。そのためダイアフラムの１０６の厚さは、望ましくは、５μｍ以上５０μｍ以下、さらに望ましくは５μｍ以上、２０μｍ以下である。

以上の説明では、センサチップ１０１を形成するためにダイアフラム１０６に用いるケイ素層１１５ａが、ケイ素（１００）からなるＳＯＩ基板を選択している。しかし、ケイ素（１１０）基板、ケイ素（１１１）基板およびその他の面方位を有したケイ素基板、ガラス基板、フィルム樹脂等の他の基板を用いても良い。

ただし、加工性や汎用性の観点から、ケイ素（１００）を含む基板を用いることが好ましい。ケイ素（１００）を含む基板とは、ケイ素（１００）単体で構成されているものだけではなく、少なくともケイ素（１００）が含まれていればよい。ダイアフラム１０６に用いるケイ素層１１５ａがケイ素（１００）を用いたＳＯＩ基板、一部また全体にホウ素等の元素をドーピングされた基板、ガラス等にケイ素（１００）が貼り合わされた基板などを用いてもよい。

なお、エッチングストップ層として機能する二酸化ケイ素層１１５ｂは、熱酸化により形成した二酸化ケイ素層が一般的である。しかし、ＣＶＤ法やスパッタ法やＣＳＤ法などの他の方法により形成した二酸化ケイ素層、リンをドープしたいわゆるＰＳＧ層、ホウ素をドープしたいわゆるＢＳＧ層、あるいはリンとホウ素をドープしたＢＰＳＧ層などのドープトオキサイド層でもよい。

なお、本実施の形態においては、ＳＯＩ基板からドライエッチングによって凹部１１４を形成し、その際に二酸化ケイ素層１１５ｂをエッチングストップ層として使用している。そのため、凹部１１４の表面は、二酸化ケイ素層１１５ｂによって形成されている。しかし、ＰＳＧ層、ＢＳＧ層あるいはＰＢＳＧ層をエッチングストップ層として用いた場合は、凹部１１４の表面にさらに熱酸化によって酸化膜１１６を設けることが望ましい。

そして、センサチップ１０１の表面上に形成された酸化膜１１６の上面、すなわちダイアフラム１０６の第１の表面１１０を、ＳｉＯＸからなる非晶質固体層１１７で被覆する。一般にケイ素と酸素に加えて導入される物質Ｘとしては、電気陰性度がケイ素よりも大きい物質であり、例えば、窒素、リン、フッ素、ホウ素などである。ケイ素の電気陰性度は１．９０であり、窒素、リン、フッ素、ホウ素の電気陰性度はそれぞれ３．０４、２．１９、３．９８、２．０４である。

また、物質Ｘは、非晶質固体層１１７の最表面において、その原子数組成比が、３％以上４０％以下であること、さらには３．６％以上３０％以下であることが好ましい。

なお、原子数組成比は、ＸＰＳ（Ｘ−ｒａｙ Ｐｈｏｔｏｅｌｅｃｔｒｏｎ ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ；Ｘ線光電子分光法）等、原子数を同定する手法により計測された原子数を元に算出することができる。

なお、非晶質固体層１１７として物質Ｘが窒素である酸窒化膜で被覆する場合、酸窒化膜は二酸化ケイ素層１１５ｂ（または酸化膜１１６）を熱窒化することによって形成される。熱窒化はセンサチップ１０１をアンモニア雰囲気中で１１００℃の高温で焼成することによって行う。ダイアフラム１０６の第１の表面１１０をＸＰＳによって分析したところ、第１の表面１１０の物質組成はケイ素、酸素、窒素からなり、その原子数組成比はほぼ１：１：１である。

なお、ここでは原子数組成比として、ＸＰＳ等、原子数を同定する手法により計測された原子数を元に算出したものを用いたが、表面における原子数密度に換算する方法でも説明できる。

非晶質ＳｉＯ_２の最表面にはＳｉ原子が１ｎｍ^２あたり、およそ７．９個存在することがＺｈｕｒａｖｌｅｖらにより明らかにされている。また、一つのＳｉ原子には４つの結合手が存在するが、最表層外側に出ることのできる結合手は一つである。すなわち、本実施の形態の非晶質ＳｉＯＸにおいて、最表層の１ｎｍ^２の面積領域に存在している結合分子（たとえばＯＨ基やＮＨ_２基やＣＨ_３基など）の数は最大で７．９個である。これらを前提に、ＳｉＯＸのＸがＮである場合の最表面の１ｎｍ^２あたりに存在する原子数の数と、ＸＰＳ等の原子数を同定する方法にて算出する原子数％との関係を計算した結果を表１に示す。ただし、カウントする原子数は最表層の１層のみと仮定する。

サンプルＡはＳｉＯ_２のみで構成されており、最表層がすべてシロキサン結合（Ｓｉ−Ｏ−Ｓｉ）している場合であり、表面にＯＨ基は存在しない。このとき、原子数％で表記すると、Ｓｉは３３．３％、Ｏは６６．７％となる。

サンプルＢはＳｉＯ_２で構成されているが、最表層にはすべてのＳｉ原子にＯＨ基が形成された最も親水性の高い状態である。このとき原子数％ではＳｉは２８．６％、Ｏ（シロキサン由来）は４２．９％、Ｏ（シラノール由来）は２８．６％となる。

サンプルＣは本実施の形態の非晶質ＳｉＯＸの一例であり、物質ＸがＮである構成において、最表層のすべてのＳｉ結合手がＮＨ_２分子で終端されている。このとき原子数％ではＳｉは２８．６％、Ｏ（シロキサン由来）は４２．９％、Ｎは２８．６％である。

サンプルＤは本実施の形態の非晶質ＳｉＯＸの一例であり、物質ＸがＮである構成において、最表層のＳｉ結合手の半分がＮＨ_２基で終端されており、残りの半分がＯＨ基で終端されている。このとき原子数％ではＳｉは２８．６％、Ｏ（シロキサン由来）は４２．９％、Ｏ（シラノール由来）は１４．３％、Ｎは１４．３％である。

サンプルＥは本実施の形態の非晶質ＳｉＯＸの一例であり、物質ＸがＮである構成において、最表層のＳｉ結合手の内一つだけがＮＨ_２で終端されており、残りがＯＨ基で終端されている。このとき原子数％ではＳｉは２８．６％、Ｏ（シロキサン由来）は４２．９％、Ｏ（シラノール由来）は２５％、Ｎは３．６％である。

上記、原子数と原子数％の関係を用いると、原子数組成比が３．６％以上３０％以下であるということは、最表層の１ｎｍ^２あたりに存在するＮＨ_２の数は１個以上、最大７．９個であるということに相当する。

なお、表１における原子数％の計算はＺｈｕｒａｖｌｅｖモデルにおける非晶質ＳｉＯ_２の表面に存在する原子配列について、表面で取り得る分子修飾のいくつかのケースについて理想的状態での計算を行ったものであり、小数点１位までの桁数で四捨五入処理している。そのため、合計が１００％とならないケースが生じうるが、計算上の誤差であるので特に問題はない。

また、上記計算は理想的状態のものであり、実際には結晶欠陥、結晶歪み、測定機誤差、表面汚染等の誤差要因が発生しうる。そのため、ＸＰＳ等で計測・同定される原子数％は必ずしもこの精度では計測されない。

なお、ＳｉＯＸの物質ＸとしてＮについて説明したが、後に説明するように他にも同様の効果を生む元素が存在する。

なお、図２Ｂでは非晶質固体層１１７として酸窒化膜を熱窒化によって形成しているため、非晶質固体層１１７はダイアフラム１０６の表面のみでなくセンサチップ１０１の全表面に渡って形成されている。センサチップ１０１の全表面とは貫通孔１０９の表面を含む。すなわち、貫通孔１０９の壁面にも非晶質固体層１１７が形成されている。

図２Ｃに示すように、被検体１１２が貫通孔１０９上に吸引され保持された状態では、被検体１１２の一部が貫通孔１０９に引き込まれた状態となる。従って被検体１１２の細胞膜は貫通孔１０９の内表面と広く接することとなる。このため、シール特性には貫通孔１０９の内表面と被検体１１２との親和性が重要となる。

なお、ＬＰＣＶＤ法などを用いた製膜方法では、非晶質固体層１１７の物質の堆積は非等方的に行われるため、貫通孔１０９の内表面を含むセンサチップ１０１の全表面を被覆することはきわめて困難である。

図３は、本発明の実施の形態におけるセンサチップのダイアフラムの厚さ方向の組成の分布変化を示す図である。測定資料としては、後述するサンプル２を用いた。ＸＰＳによってダイアフラムにおけるケイ素、酸素、窒素の組成の厚さ方向の変化を調べた結果を示している。図３より、窒素を含む層が一定の厚さで存在するのではなく、非晶質固体層１１７の最表面から変曲点を持つことなく、窒素の原子数組成比が厚さ約１０ｎｍまでほぼ指数関数的に減少する分布を示している。非晶質固体層１１７の最表面の窒素に富んだ部分からほぼ二酸化ケイ素である二酸化ケイ素層１１５ｂ（または酸化膜１１６）となるまで、特定の明確な界面を持たずに連続的に組成が変化している。このことから、界面における格子不整合等による内部応力が緩和され、物理的に安定な構造が実現されているものと推定される。

図４は、本発明の実施の形態におけるセンサチップのダイアフラム表面の、ＸＰＳによる窒素１ｓのコアレベル光電子スペクトルを示す図である。測定資料としては、後述するサンプル２を用いた。ＸＰＳによって得られた第１の表面１１０の、窒素１ｓ（Ｎ１ｓ）のコアレベル光電子スペクトルを示している。中心部分のピークの他に両側に裾状の構造が見られる。これをいくつかのピーク成分の重ね合わせに分解する。一般にＸＰＳの単一の光電子ピークはガウス関数とローレンツ関数の組み合わせで表現可能である。そこでガウス関数に２０％のローレンツ関数を重畳した関数でフィッティングを行ったところ、図４に示したように５つのピークの重ね合わせで表現できる。各ピークの帰属同定を行ったところ、中央部の最も高いピーク及びそれより結合エネルギーの高い側のピークは、ケイ素酸窒化膜に起因するものであることがわかる。一般的なＬＰＣＶＤ法によって成膜された窒化ケイ素層では主にＳｉ_３Ｎ_４層が見られ、本発明で用いた熱窒化プロセスによって形成された酸窒化膜はそれらとは異なる。

以上のように構成されたセンサチップ１０１を使用した細胞電気生理計測デバイスの特性について以下に説明する。

センサチップ１０１のダイアフラム１０６の表面組成を検討するため、ダイアフラム１０６に対して種々の表面改質プロセスを施したセンサチップ１０１を多数試作して評価している。評価実験は図１に示した細胞電気生理計測デバイスが９６個、マトリックス状に形成されたプレートを作製し、被検体１１２がダイアフラム１０６の貫通孔１０９に保持された状態での第１電極１０７と第２電極１０８との間の電気抵抗値（シール抵抗値）を測定している。

実験に使用したセンサチップ１０１は、下記のような処理を施している。

サンプル１は、酸素と水蒸気の雰囲気下、１１００℃で加熱する熱酸化プロセスによって酸化膜１１６を形成した後に、フッ化アンモニウム緩衝フッ酸溶液で洗浄した。さらに酸素プラズマによる灰化処理（酸素アッシング）を行っている。

サンプル２は、酸素と水蒸気の雰囲気下、１１００℃で加熱する熱酸化プロセスによって酸化膜１１６を形成した後、アンモニア雰囲気で、１１００℃に加熱して熱窒化により非晶質固体層１１７として酸窒化膜を形成している。

比較サンプル１は、酸素と水蒸気の雰囲気下、１１００℃で加熱する熱酸化プロセスによって酸化膜１１６を形成している。

比較サンプル２は、酸素と水蒸気の雰囲気下、１１００℃で加熱する熱酸化プロセスによって酸化膜１１６を形成した後に、フッ化アンモニウム緩衝フッ酸溶液で洗浄している。

これらのサンプルをプレート１枚分、すなわち９６個のウェル１０２に実装してシール抵抗値を測定した。測定手順は以下の通りである。

ステップ１．第１の電解液１０３としてリン酸緩衝生理食塩水（Ｐｈｏｓｐｈａｔｅ Ｂｕｆｆｅｒｅｄ Ｓａｌｉｎｅ；ＰＢＳ）を使用し、被検体１１２としてＲＢＬ（Ｒａｔ Ｂａｓｏｐｈｉｌｉｃ Ｌｅｕｋａｅｍｉａ；ラット好塩基球白血病）細胞株を分散して各ウェル１０２に分注する。

ステップ２．第２の電解液１０４としてＮａＣｌ、グルコン酸カリウム、キレート剤（ＥＤＴＡ−ＮａＣｌ）と緩衝液（ＨＥＰＥＳ−ＮａＣｌ）の水溶液を流路１０５に満たす。

ステップ３．流路１０５から貫通孔１０９を通してウェル１０２に対して陰圧を印加し、被検体１１２を貫通孔１０９に吸引、保持させ、２分経過後に第１電極１０７と第２電極１０８の間の電気抵抗値（シール抵抗値）を測定する。

ステップ４．第２の電解液１０４の中に窄孔パッチに用いられる抗生物質試薬を加えて貫通孔１０９内の被検体１１２の細胞膜に微小孔を形成し、ホールセル（ｗｈｏｌｅ ｃｅｌｌ）状態を形成し、シール抵抗値を測定する。

図５は、本発明の実施の形態におけるギガシール成功率を示すグラフである。比較サンプル１、２とサンプル１、２のシール抵抗値を測定した。それぞれ９６個のウェル１０２について測定した抵抗値をギガシールが成功されたものとそれ以外のものに分けて棒グラフで表している。ここでは５００ＭΩ以上のシール抵抗値を示したセンサチップ１０１をギガシール成功と判定している。図５より、熱酸化膜を形成したのみの未処理の比較サンプル１ではギガシール成功率は十数％である。しかし、ＢＨＦ洗浄処理（比較サンプル２）、さらに酸素アッシング処理（サンプル１）を加えることによってギガシール成功率が向上することがわかる。

このことは以下のように説明出来る。比較サンプルにおいて、熱酸化によって酸化膜１１６形成後の表面に対してＢＨＦ洗浄を行うことで、表面の酸化膜１１６が弱くエッチングされる。この際に表面に付着していた汚染物質が除去されるため、被検体１１２との密着性が向上し、ギガシール成功率が上昇する。しかしＢＨＦ処理後の酸化膜１１６の表面では、水素終端されたケイ素原子が多数存在するため親水性が低く、親水性の被検体１１２の細胞膜表面との親和性が十分ではない。そこでサンプル１に示すように、酸素アッシング処理を行うことで終端の水素が水酸基に置き換わることで表面が親水性となり、細胞膜との親和性が向上するためにさらにギガシール成功率が上昇する。酸素アッシングでは炭素系の汚染物質の除去をより進める効果もある。

サンプル２は、サンプル１に比べるとシール特性が若干低下しているものの、良好なギガシール成功率が得られる。

本実施の形態においては、第１の表面１１０の表面をＬＰＣＶＤ等のプロセスで得られるケイ素窒化膜Ｓｉ_３Ｎ_４ではなく、熱窒化によるケイ素酸窒化膜（酸窒化膜）としている。これにより、酸素と窒素の比率を変えることで表面の活性、または表面電位を制御することが可能となる。また二酸化ケイ素層１１５ｂあるいは酸化膜１１６を形成する二酸化ケイ素との間の、格子不整合などによる不連続性に起因する物理的な不安定性を抑制し、表面が安定なセンサチップ１０１を形成することができる。さらに、熱窒化によるケイ素酸窒化膜は、窒素濃度がその深さ（厚み）方向に向かって連続的に変化しているので内部応力を低減させることができる。そして、形成した非晶質固体層１１７である酸窒化膜を酸やプラズマで処理することにより、表面に例えばシラノール基（Ｓｉ−ＯＨ）を容易に形成できるなど、Ｓｉ_３Ｎ_４層に比べてより多様な表面修飾を行うことができる。

図６は比較サンプル１、比較サンプル２、サンプル１について、それぞれのダイアフラム１０６の表面の汚染物質として炭素１ｓ（Ｃ１ｓ）の存在量をＸＰＳで調べた結果である。炭素は、例えばクリーンルーム内において大気中に試料を放置した場合に見られる代表的な汚染物質である。図６からも、ＢＨＦ洗浄及び酸素アッシング処理によってダイアフラム１０６上の炭素が減少している様子が確認できる。

５００ＭΩ以上のギガシール成功率が９０％を超えるサンプル１の特性は、初期特性としては十分満足しうるものである。しかしながら、製造したセンサチップ１０１をウェル１０２に実装した測定プレートを量産、出荷してから使用するまでの間、長期間にわたって良好なシール特性を維持しなければならない。

そこで本発明者らは、上記実験において良好な特性が得られたサンプル１と同じ処理を施したセンサチップ１０１について、一定期間保管後のシール特性の変化を評価している。ここで保管には、密閉容器内に常時窒素ガスを流す窒素デシケータを使用している。

図７にサンプル１の保管時間とギガシール成功率との関係におけるグラフを示す。グラフの横軸はサンプル１と同様の酸素アッシング処理を行ってからシール抵抗の測定を実施するまでの経過時間を示している。酸素アッシング処理後５時間ですでにギガシール成功率が低下し始め、１日以内に成功率は２０％程度まで急低下する。

これは以下のように考えられる。酸素アッシング処理をした後のダイアフラム１０６の酸化膜１１６表面が、きわめて表面エネルギーの高い状態となり、放置雰囲気中の汚染物質を吸着しやすくなっている。そのため、時間とともに表面の汚染が進みシール特性が低下する。ここで汚染物資は有機化合物と推定される。また、酸素アッシング後の酸化膜表面に存在するシラノール基（Ｓｉ−ＯＨ）は大気中で容易に脱水縮合してシロキサンに変化し親水性を失う。なお、雰囲気は大気に限らず、窒素雰囲気、その他不活性ガス雰囲気あるいは真空状態であっても、同様の脱水縮合は発生する。そのため、被検体の細胞膜との親和性が低下することもシール特性の悪化の原因であると推定され、この低下は窒素雰囲気、真空状態などの環境であっても完全に防ぐことはできない。

図８は、サンプル２のギガシール成功率の、保管時間による変化を示すグラフである。保管は図７の場合と同様、窒素デシケータ内で行っている。図８は窒化処理として熱窒化処理を行った直後と、窒素デシケータ内で２週間保管した後の、サンプル２によるセンサチップ１０１のシール特性のグラフである。図７のサンプル１の結果と比べると明らかなように、図８のサンプル２では、２週間の保管後にもほぼ初期のギガシール成功率を維持しており、保管特性が劇的に改善している。

なお、上記劣化度合いの検査はRBL-1細胞を用いて行ったが、この劣化度合いは測定に用いる細胞の種類、状態によって大きく変わるので一慨に劣化寿命がどれほど上がるかは確定的ではない。しかしながら、サンプル１に用いた処理に比べてサンプル２で用いた処理のほうが劣化にかかる時間を遅くすることは明らかである。

サンプル１のように酸化膜に近いすなわち、Ｎ結合がない、あるいはＮ結合が少ない場合は同じ環境下においても、親水性が劣化しやすい。すなわちＳｉＯＨが解離しやすい。サンプル１では初期のギガシール成功率を維持するためには、水中保管や真空パッケージなどをする必要がある。冷凍容器や保冷材を使用したパッケージが必要となり、また輸送にも特別な配慮を要するなど、コストがかかる。しかしながらサンプル２の構成を採用することで、常温（２５℃）でもサンプル１に比べて初期特性を維持したまま保管、輸送することが可能となり、パッケージ及び輸送コストを大幅に低減できる。

また、サンプル２のセンサチップ１０１では熱窒化処理を施す前にＢＨＦ洗浄や酸素プラズマ処理などの洗浄を行っていない。ＢＨＦは危険性が高いため高度な保護措置が必要であったり、プラズマ発生装置が高価でプロセスに時間がかかったりするなどのコスト上昇要因が多い。しかしサンプル２ではそれらのコスト上昇要因は存在しないため有利である。

なお、本実施の形態ではダイアフラム１０６の第１の表面１１０と第２の表面１１１の両方の表面、及び貫通孔１０９の内壁面にも非晶質固体層１１７を形成しているが、これに制限されるものではない。例えば第１の表面１１０のみに非晶質固体層１１７を形成してもよい。この場合、例えば熱窒化処理を行う際に第２の表面１１１側の面を雰囲気に曝露するようなセンサチップ１０１の固定方法を考慮する必要がなく、プロセスが簡易になる。または非晶質固体層１１７が第１の表面１１０と第２の表面１１１の両方に形成されていても良い。あるいは非晶質固体層１１７が貫通孔の壁面にのみに形成されていても良い。

しかし、センサチップ１０１の全表面に渡って非晶質固体層１１７である酸窒化膜を形成することにより、センサチップ１０１の表面の電気絶縁性を強固なものとすることができる。さらに、ダイアフラム１０６の第１の表面１１０と第２の表面１１１の両面にかかる応力を均等にすることができる。そのため、ダイアフラム１０６を物理的に安定にできる。

（実施の形態２）
以下、本発明の実施の形態２における細胞電気生理計測デバイスについて図面を参照しながら説明する。図９は、本発明の実施の形態における多孔のセンサチップの斜視図である。

本実施の形態において、実施の形態１と同様の構成については同一符号を付し、その詳細な説明は省略する。ダイアフラム２０６上に複数の貫通孔２０９を有する多孔のセンサチップ２０１２を用いた細胞電気生理計測デバイスについて説明する。

本実施の形態では、６４個の貫通孔２０９を形成したダイアフラム２０６を用いている。貫通孔２０９の数は任意の数を選択することができる。これは、貫通孔２０９を形成する前に形成したレジストマスクにおいて、マスクホールの個数を変更することで、実施の形態１と同様のプロセスを用いて多孔のセンサチップ２０１２の作製が可能である。実施の形態２では貫通孔２０９の数は６４個としているが、これに制限されるものではない。なお、図９では煩雑となるため全ての貫通孔２０９を図示してはいない。貫通孔２０９の数が増加すると、平均化されたイオン電流の測定が可能となるので、被検体１１２の個々のイオンチャネルの特性のばらつきが平均化され、測定の成功率と精度が向上する。

本実施の形態のような複数の貫通孔２０９を用いた測定では、センサチップ２０１２全体としてのシール抵抗値は個々の貫通孔２０９のシール抵抗値が並列合成された抵抗値として現れる。また、多孔のセンサチップ２０１２においては、複数の貫通孔２０９から得られるイオン電流のデータを平均化される。そのため、合成シール抵抗値の制限は貫通孔２０９がひとつの場合よりは若干緩和される。そのため多孔のセンサチップ２０１２においては１００ＭΩ以上の合成抵抗（シール抵抗）が常時得られること、あるいは少なくとも９５％以上の確率で得られることが望ましい。なお、この制限数値はイオンチャネルが出力する電流Ｓとリーク電流Ｎとの比Ｓ／Ｎがどれほどかによって変わる。つまり細胞種によって変わるので、本実施の形態では必ずしも数値を上記値に限定するものでは無い。

以下具体例を用いて、本実施の形態による効果を説明する。サンプル３として、実施の形態１におけるサンプル１で示した処理を多孔のセンサチップ２０１２に施している。すなわちサンプル３として、酸素と水蒸気の雰囲気下において１１００℃で加熱する熱酸化プロセスによって酸化膜１１６を形成した後、フッ化アンモニウム緩衝フッ酸溶液で洗浄している。さらに酸素プラズマによる灰化処理（酸素アッシング）を行っている。

またサンプル４として、実施の形態１におけるサンプル２で示した処理を多孔のセンサチップ２０１２に施している。すなわちサンプル４として、酸素と水蒸気の雰囲気下において１１００℃で加熱する熱酸化プロセスによって酸化膜１１６を形成した後、アンモニア雰囲気で、１１００℃に加熱して熱窒化により非晶質固体層１１７として酸窒化膜を形成している。

図１０は、本発明の実施の形態におけるセンサチップのシール抵抗値の分布を示すグラフである。

サンプル３ではセンサチップ２０１２全体での平均した合成シール抵抗が１００ＭΩより小さいセンサチップ２０１２が約３０％である。さらに酸素アッシング処理を行ったのち、１日間窒素デシケータで保管した場合には６４％に増加している。

これは貫通孔の数が多くなると、被検体がきちんと保持されない貫通孔が発生しやすくなるためであると考えられる。例えば本実施の形態のように６４個の貫通孔２０９を備える場合、仮に被検体１１２の保持ができなかった貫通孔２０９のシール抵抗を１０ＭΩ程度の低抵抗とすると、合成抵抗値が１００ＭΩ以上となるためには低抵抗の貫通孔２０９は１個以下でなければならない。また、二項分布の計算結果より、例えば９５％以上の確率で１００ＭΩ以上の合成シール抵抗を成功するためには、低抵抗の貫通孔２０９の発生確率を０．５％以下にしなければならない（これらのことは図１３を用いて後述する）。

複数の貫通孔２０９を用いてイオンチャネル電流を平準化するためには貫通孔２０９の数は多いほど良いが、一方で貫通孔２０９の穴数が多いほどリーク電流は増える。サンプル３のセンサチップ２０１２を用いた場合、測定の成功率を考えると、１０個程度を超えることは現実的ではない。

サンプル４のセンサチップ２０１２を１週間窒素デシケータ内で保管し、同様の測定を行った結果を図１０に示す。サンプル４においては、処理後１週間を経ているにも関わらず、９５．８％のセンサチップ２０１２が１００ＭΩ以上の合成シール抵抗値を示している。

これは以下のように考えられる。ＢＨＦ洗浄後に酸素アッシング処理を施した直後のサンプル３のセンサチップ２０１２は高いシール抵抗値を示している。図５においても、酸素アッシング処理を施したサンプル１は高いシール抵抗値を示している。これは被検体１１２とダイアフラム２０６の親和性が高い状態になっているからであると考えられる。きちんと貫通孔２０９上に保持された被検体１１２に対しては高いシール抵抗値が得られる。しかし、被検体１１２が貫通孔２０９に中途半端に乗っているような場合、被検体１１２とダイアフラム２０６の表面との親和性が高すぎるため被検体１１２が移動できず、貫通孔２０９を完全にふさぐことができない。また被検体１１２として細胞を用い、貫通孔２０９付近で細胞膜の破れが発生した場合、破れた細胞膜の断片が貫通孔２０９の周辺から移動できない。そのため、貫通孔２０９に正常な被検体１１２がやってきても断片が邪魔になって完全に貫通孔２０９をふさぐことができない。その結果、貫通孔２０９のシール抵抗値が極端に低下する。このような貫通孔２０９が複数発生することで、センサチップ２０１２全体の（つまり６４個の貫通孔２０９の）合成シール抵抗が低下する可能性が高くなる。

一方、熱窒化処理を施したセンサチップ２０１２では、図５のサンプル２から推測されるように被検体１１２とダイアフラム２０６の表面との親和性はそれほど高すぎず、ある程度被検体１１２の移動が可能な状態になっている。そのため、中途半端に貫通孔２０９に乗った被検体１１２は吸引によって少し移動して、完全に貫通孔２０９を塞ぐ。また細胞膜の断片が存在した場合にも、ダイアフラム２０６の表面との接着がそれほど強くないため細胞膜の断片が他に流出するので、被検体１１２の保持を妨げない。このような効果によって、サンプル４では極端に低いシール抵抗を示す貫通孔２０９がほとんど発生せず、合成抵抗値の低下が抑制される。サンプル４は、水中保管などの特別の処置をしなくてもサンプル３に比べて特性が長期間維持される。

なお、貫通孔２０９の中心間の距離は２０μｍ以上が測定成功率の観点から望ましい。被検体１１２の種類や培養条件等にもよるが、一般的に被検体１１２の直径が約２０μｍである。そのため、貫通孔２０９の間隔が２０μｍより小さいと被検体１１２同士の干渉が生じるために測定の成功率が減少する。一方、貫通孔２０９同士の距離を大きくすることで、構造的に弱い部分が密集しにくくなるため、センサチップ２０１２の信頼性が向上する。

貫通孔２０９同士の間隔は等間隔がよく、配置はセンサチップ２０１２の中心に対して点対称であることが望ましい。被検体１１２の吸着の際の吸引性という観点において対称性が生まれ、平均化されたデータが得られやすいからである。

（実施の形態３）
以下、本発明の実施の形態３における細胞電気生理計測デバイスについて図面を参照しながら説明する。本実施の形態において、実施の形態１、実施の形態２と同様の構成については同一符号を付し、その詳細な説明は省略する。

図１１Ａは、ダイアフラム３０６上に一つの貫通孔３０９を有する単孔のセンサチップ３０１１の断面図である。図１１Ｂは、ダイアフラム３０６上に複数の貫通孔３０９を有する多孔のセンサチップ３０１２の断面図である。

本実施の形態では、ダイアフラム３０６の第１の表面３１０と、第２の表面３１１と、貫通孔３０９とのうち少なくとも一方の表面の表面電位が負電位である。

後述するように、センサチップ３０１１、３０１２の表面のゼータ電位と被検体密着性や長期保管時の特性維持確率に高い相関がある。そして、被検体密着性の評価にセンサチップ３０１１、３０１２の表面物性、つまり表面ゼータ電位（以下、表面電位）の測定を用いている。さらに、センサチップ３０１１、３０１２の形状に応じてセンサチップ３０１１、３０１２の表面を最適に処理する方法を見出している。ここでいう表面とは、第１の表面３１０と、第２の表面３１１と、貫通孔３０９の内壁の表面である。

単孔のセンサチップ３０１１においては、表面電位が−２０ｍＶ以下であることが好ましい。表面電位が−２０ｍＶより高い場合は、細胞密着性が弱まり、ギガシールが形成されにくいため好ましくない。

多孔のセンサチップ３０１２においては、表面電位が−２０ｍＶ以上、０ｍＶより小さいことが好ましい。表面電位が−２０ｍＶより低い場合は、ギガシールを形成しやすい反面、低抵抗成分を生み出してしまうため好ましくない。また表面電位が０ｍＶより高い場合は、細胞接着性が低いため好ましくない。

なお、少なくとも第１の表面３１０の表面電位若しくは第２の表面３１１の表面電位は、貫通孔３０９の内壁の表面電位と等しいことが望ましい。上記構成により、より密着性の高い状態が得られるためである。

表面電位を負電位とするためには、例えば、実施の形態１で示したように酸窒化膜を形成することにより実現することができる。酸窒化膜を形成する方法として、他にもＣＶＤ法やスパッタ法、ＣＳＤ法、プラズマ窒化、熱窒化等の方法が挙げられる。これらの中で、任意の方法を選択すればよい。特に熱窒化が望ましい。熱窒化を行うことで、第１の表面３１０と第２の表面３１１に均一な膜厚で成膜され、その結果、ダイアフラム３０６の反りを抑制することも可能となる。また、均一に成膜することにより、第１の表面３１０の表面電位と第２の表面３１１の表面電位とが等しいダイアフラム３０６を形成することが望ましい。

次に、単孔のセンサチップ３０１１と、多孔のセンサチップ３０１２に求められる被検体１１２と貫通孔３０９との密着性について述べる。

単孔のセンサチップ３０１１は、一つの被検体１１２が貫通孔３０９に高い密着力で密着すればギガシールになるため、微少なチャネル電流しか流れないイオンチャネルの測定に向いている。しかし、被検体１１２が接触するダイアフラム３０６の表面親水性を高めると、被検体１１２とダイアフラム３０６との密着性が強すぎる。そのため、貫通孔３０９に正確に捕捉されずに貫通孔３０９以外のウェル側面や第一の基板表面など別の場所に密着し、密着した被検体１１２はそのまま動くことができなくなる。その結果、１０ＭΩ以下の低抵抗になってしまうこともある。

図１２は、本発明の実施の形態における単孔のセンサチップのシール抵抗値分布を示すグラフである。図１３は、本発明の実施の形態における多孔のセンサチップの二項分布と合成抵抗値を示すグラフである。

図１２に示すように、単孔のセンサチップ３０１１の抵抗値分布は５００ＭΩ以上の高抵抗と１０ＭΩ以下の低抵抗の２つの分布、いわゆるダブルピークを持つ。つまり、単孔のセンサチップ３０１１が複数実装された細胞電気生理計測デバイスは、低抵抗成分が少なく、高抵抗成分の比率が高ければ高性能であると言えるが、ギガシールを得るための表面状態を作り出している以上、数％の低抵抗成分は出現してしまう。

一方、多孔のセンサチップ３０１２は複数の被検体１１２が複数の貫通孔３０９にそれぞれ捕捉されるため、個々の被検体１１２自体が持つばらつきを平均化できる。そのため、単孔のセンサチップ３０１１に比べてセンサチップ３０１２間のばらつきが少ない均一な結果を得られやすいというメリットがある。多孔のセンサチップ３０１２の抵抗値は、ダイアフラム３０６上に開いた貫通孔３０９の一つ一つの抵抗値の合成抵抗となるため、１つのチップ内にＮ個の孔が開いた多孔のセンサチップ３０１２の合成抵抗値は以下の（数１）で表される。

ここで、Ｒは合成抵抗値、Ｒ_ｎ（ｎ＝１，２，・・・，Ｎ）は個々の抵抗値である。これを、１孔あたりの平均抵抗値Ｒ_ａｖｅに換算すると、（数２）になる。

これより、たとえ多孔のセンサチップ３０１２の大多数の貫通孔３０９がギガシール等の高い抵抗値を持っていても、少数の貫通孔３０９が数ＭΩ程度の低抵抗を持つと、合成抵抗としては低い抵抗値になってしまうことが分かる。

次に６４個の貫通孔３０９を備えた多孔のセンサチップ３０１２の合成抵抗の算出例を示す。

多孔のセンサチップ３０１２では多少のリーク電流は許容されるが、理想的には１孔あたり１００ＭΩの抵抗値を持つことが好ましい。６４孔の貫通孔３０９がある場合、被検体１１２が貫通孔３０９に捕捉された成功抵抗値を１２０ＭΩ、捕捉に失敗し低抵抗となった低抵抗値を１０ＭΩとして合成抵抗値を算出し、その合成抵抗値を１孔あたりの抵抗値に換算する。その結果、図１３に示すように、１孔あたり１００ＭΩの抵抗値を確保するためには、１０ＭΩの低抵抗成分を持つことが許されるのは６４孔中、１孔以下である。また、二項分布の計算より、９５％以上の確率で１００ＭΩ以上の抵抗値を確保するためには、１０ＭΩ以下の低抵抗成分の発生確率は約０．５％以下に抑える必要がある。

これらの計算結果より、多孔のセンサチップ３０１２のチップ表面は、数％の低抵抗成分を生み出してしまう単孔のセンサチップ３０１１のチップ表面とは別の状態に処理しなければいけないことが分かる。つまり、多孔のセンサチップ３０１２の表面親水性に求められるのは、強い密着性ではなく、適度な密着性でかつ低抵抗を生まないバランスを持った表面親水性である。

次に、表面電位の測定に関して述べる。

溶液中で正または負に荷電しているコロイド粒子に外部から電場を印加すると、粒子はその電荷の符号と反対方向に向かって泳動する。泳動している粒子に光を照射し、その散乱光に比例したドップラーシフト量から、表面電位を求めることができる。検体の表面電位の測定には、平板状の検体を測定可能な大塚電子株式会社製のゼータ電位測定器ＥＬＳ−Ｚを用いたが、例えばＡｎｔｏｎ Ｐａａｒ社製の表面分析用ゼータ電位測定装置ＳｕｒＰＡＳＳを用いてもよい。

本発明者らは、大塚電子製表面電位計ＥＬＳ−Ｚを用いて、ＳｉＯ_２のＴＥＧ（Ｔｅｓｔ Ｅｌｅｍｅｎｔ Ｇｒｏｕｐ）基板に下記のように３種類の表面処理を施し、表面電位を測定している。また、それぞれ同一の処理を施したＴＥＧ基板を、ＸＰＳを用いて表面の組成を分析している。

ＴＥＧサンプル１は、Ｓｉの単結晶基板を酸素と水蒸気の雰囲気下、１１００℃で加熱する熱酸化プロセスによって酸化膜１１６を形成した後に、フッ化アンモニウム緩衝フッ酸溶液で洗浄し、さらに酸素プラズマによる灰化処理（酸素アッシング）を行っている。

ＴＥＧサンプル２として、Ｓｉ基板に、実施の形態１のサンプル２と同じ処理を施している。すなわち、ＴＥＧサンプル２は、酸素と水蒸気の雰囲気下、１１００℃で加熱する熱酸化プロセスによって酸化膜１１６を形成した後、アンモニア雰囲気で、１１００℃に加熱して熱窒化により非晶質固体層１１７として酸窒化膜を形成している。

ＴＥＧサンプル３は、Ｓｉの単結晶基板を酸素と水蒸気の雰囲気下、１１００℃で加熱する熱酸化プロセスによって酸化膜１１６を形成した後に、フッ化アンモニウム緩衝フッ酸溶液で洗浄し、乾燥している。

その結果、各ＴＥＧサンプルにおける表面電位の測定結果を表２に示す。

表２に示すように、ＳｉＯ_２基板をＢＨＦ洗浄したＴＥＧサンプル３の測定表面電位は＋１８．０ｍＶである。実施の形態１の図５の比較サンプル２で示したようにＳｉＯ_２基板にＢＨＦ洗浄のみを行った場合、ギガシール成功率は３０％を超える程度である。

図５のサンプル１で示したように、ＳｉＯ_２基板をＢＨＦ洗浄した後に酸素プラズマで灰化処理を施すとギガシール成功率が９割を超える。ＴＥＧサンプル１の表面電荷を測定すると−２５．３ｍＶである。このことから、ＢＨＦ洗浄だけでは表面電位はプラス、ＢＨＦ洗浄後に酸素プラズマの灰化処理を施すと表面電位はマイナスになることが分かる。

またサンプル２では、サンプル１に比べギガシール成功率がやや低下すると同時に表面電位の絶対値もやや小さくなっており、上記の議論のように表面と細胞との親和性と、表面電位の相関を裏付ける結果となった。

また、ＳｉＯ_２基板に酸窒化膜を製膜したＴＥＧサンプル２をＸＰＳで測定すると、カーボン量は９％である。そして、窒素の割合が２７％と高く、Ｓｉ：Ｏ：Ｎ≒１：１：１である。この表面処理後の表面電位の測定結果は、−１１．８ｍＶである。

これらの結果より、以下のことが言える。

まず第１に、ＳｉＯ_２基板の表面処理として、ＢＨＦ洗浄のみを行うと、ギガシール成功率は３０％を超え、表面処理を行わない場合に比べて性能は上がる（図５）。また、この処理において基板の表面電位はプラスチャージを持ち、被検体接着の観点からは適していない。

次に、ＳｉＯ_２基板の表面処理として、ＢＨＦ洗浄後に酸素プラズマの灰化処理を施すと、ギガシール成功率は９０％を超え、単孔のセンサチップとして用いる場合には非常に高性能になる。また、この処理後の表面電位は−２０ｍＶ以下となる。

さらに、ＳｉＯ_２基板上に酸窒化膜を製膜すると、Ｓｉ：Ｏ：Ｎ≒１：１：１となる。Ｓｉ−Ｏ−Ｎの酸素−窒素間の結合エネルギーは非常に強く、親水性を低下させるカーボンへの置き換わりを防ぐことができる。その結果、実施の形態１の図８で示すように経時劣化が少なくなる。ギガシール成功率は非常に高いというわけではないが、その分密着性が多少弱まり細胞が貫通孔上で比較的自由に移動するため低抵抗成分が少ない。よって、多孔のセンサチップ３０１２への表面処理に好適である。この表面処理後の表面電位は−１１．８ｍＶとなり、強すぎないマイナスチャージが多孔に好適な密着性を付与していると考えられる。

つまり、単孔のセンサチップ３０１１には、ＢＨＦ洗浄後に酸素プラズマの灰化処理が適切であり、その表面電荷は−２０ｍＶ以下であることが望ましい。また、多孔のセンサチップ３０１２には、酸窒化膜をＳｉＯ_２基板上に製膜する熱窒化処理が最適であり、その表面電荷は−２０ｍＶ以上、０ｍＶより小さいことが望ましい。

なお、ＴＥＧサンプル２の処理を施すことにより、センサチップ３０１１、３０１２の負電位を常温でも維持することができるため常温での保管が可能となる。

前述の通り、ＳｉＯ_２基板の表面処理方法としてＢＨＦ洗浄後に酸素プラズマによる灰化処理を施すことで、シラノール基（Ｓｉ−ＯＨ）を修飾させることができる。ギガシール状態を高確率で達成するためには、センサチップ表面にシラノール基で結合させ、その表面状態を保つことが必要である。しかし、図７に示すように、表面処理後のセンサチップを常温環境に放置すると５時間後には劣化が進む。

この劣化原因は、センサチップ表面の弱い結合のＳｉ−ＯＨ結合が、より強固で安定なＳｉ−Ｃの結合に変わるからである。このため、表面処理後の細胞電気生理計測デバイスは極冷凍環境で保管し、化学反応を起こさせないことが重要となる。

一方、一般的に熱窒化処理後のＳｉ−ＯＮ結合は強固で安定であるため、Ｓｉ−ＯＨ結合のように常温でカーボンに簡単に置き換わったり、脱水によりシロキサン結合したりすることが少なくなる。これは図８に示したように、熱窒化後２週間経過してもギガシール成功率が劣化しておらず、実験的にも確認できている。

つまり、センサチップ３０１１、３０１２の表面の負電位を常温で保つことが可能となるため、細胞電気生理計測デバイスの保管に冷凍手段を使う必要がなく、保管にかかるコストを削減することができる。

また、センサチップ３０１１、３０１２の表面が負電位であればＳｉ−ＯＨ結合がＳｉ−Ｃ結合に置き換わっていないと考えられる。そのため、センサチップ３０１１、３０１２の表面電位を品質管理に用いることで、破壊検査となる細胞測定を行わずに細胞電気生理計測デバイスの品質管理を簡便に行える。

さらに、細胞などの生体試料である被検体が単孔のセンサチップ３０１１に形成された貫通孔３０９にどのように密着するのかを光学顕微鏡を用いて観測した結果を以下に示す。ここで、単孔のセンサチップ３０１１がウェルの底面に固定されている。

図１４Ａ、図１５Ａに細胞電気生理計測デバイスを用いて測定した際の上面電子顕微鏡写真の説明図を示す。図１４Ａには、ギガシールが得られたセンサチップ３０１ａでの上面写真の説明図を示す。図１５Ａには、ギガシールに到達しなかったセンサチップ３０１ｂでの上面写真の説明図示す。図１４Ｂ、図１５Ｂにはそれぞれの断面模式図を示す。なお、図１４Ａ、１４Ｂに示すサンプルは、シール特性として、５００ＭΩ以上の高抵抗シールを示す。

このようにギガシールが得られたセンサチップ３０１ａとそれ以外のセンサチップ３０１ｂで被検体３１２ａの貫通孔３０９への張り付き方に大きな違いがあることが分かる。

ギガシールが得られたセンサチップ３０１ａでは、被検体３１２ａである細胞が大きく変形しながら貫通孔３０９ａに張り付き、球形を保っていない。

一方、ギガシールが得られなかったセンサチップ３０１ｂでは、被検体３１２ｂである細胞の球形が変化することなく貫通孔３０９ｂ上に接触している。

つまり、ギガシールを得るためには、被検体は貫通孔に接触しているだけでは不十分で、センサチップのダイアフラム表面には被検体が変形するほどの表面状態が求められる。

このように、被検体の密着性はセンサチップのダイアフラムの表面の親水性に強く依存していると予想される。ここで、センサチップ３０１ａ、３０１ｂの第一の表面の水の接触角を測定している。図１６に、センサチップ３０１ａ、３０１ｂの水の接触角とギガシール成功率の関係を示している。接触角の小さい、つまり親水性の高いセンサチップが実装された細胞電気生理計測デバイスでは高いギガシール成功率を示している。一方で、接触角の大きい、つまり親水性の低いセンサチップが実装された細胞電気生理計測デバイスでは低いギガシール成功率を示した。接触角が大きいセンサチップは、センサチップのダイアフラム表面に疎水性の物質が付着していると考えられる。

センサチップの表面の親水性向上による被検体との親和性向上の効果は、ダイアフラムの表面電位という観点から、以下のように説明できる。

被検体として細胞を用いた場合、その細胞膜の構造を考えると、リン脂質二重膜構造の外側に存在する親水部はリン酸の外側にコリン、エタノールアミン、セリン、イノシトールといった極性をもったアルコールがエステル結合した構造となっている。このリン酸エステル部位が極性を持つため、細胞膜は親水性を示す。リン酸エステルの構造を微細に見ると、マイナスに荷電したリン酸とアルコールとの総体としての荷電はマイナスである。

しかしながら、ＰＢＳ（リン酸緩衝生理食塩水）中に分散した細胞とダイアフラム表面の酸化ケイ素との相互作用を考えた場合、ＰＢＳ中の電解質による電荷の遮蔽効果を考慮する必要がある。リン酸エステル構造におけるリン酸と外側のアルコールの荷電中心との距離は５〜１０オングストローム程度である。一方でＰＢＳ中の電荷の遮蔽距離（デバイ長）は８〜１２オングストローム程度となる。そのため、細胞膜の外側から見た場合、リン酸のマイナス荷電は遮蔽されて見えず、コリンやエタノールアミンといったアルコールが持つプラスの荷電のみが見える状態となっていると考えられる。従って、ダイアフラムはマイナスの表面電位を持っている場合に、細胞膜最表面のプラス荷電と引き合うことによって高い親和性を示す。また、マイナスの表面電位を持つダイアフラムは親水性を示す。図５の結果と比較すると、マイナスの表面電位が大きくなるにつれてギガシール成功率が高くなる。すなわち表面と細胞との親和性と、表面電位の相関を裏付ける結果となっている。

次に、センサチップ３０１１、３０１２のダイアフラム３０６の表面に疎水性をもたらす物質の特定にＸＰＳを用いて測定を行っている。測定したＳｉＯ_２基板の表面処理状態を表３に示す。

サンプル５として、ダイアフラム３０６をＢＨＦ洗浄後、灰化処理し、窒素デシケータにて２週間保管している。

サンプル６として、ダイアフラム３０６をＢＨＦ洗浄後、灰化処理し、−４０℃にて冷凍保管している。

比較サンプル３として、表面処理なしのＳｉＯ_２基板を用いた。

表３に示すように、ＳｉＯ_２基板の主成分であるＳｉとＯ以外に、多くのＣ（以下、カーボン）が観測される。このカーボンが、被検体とセンサチップとの密着力を低下させる疎水性の物質であると判断し、カーボン量とギガシール成功率との相関を調べている。

その結果、図１７に示すように、カーボン量が増加するとギガシール成功率が低下する。また、水の接触角も測定している。ＸＰＳ結果から得られたカーボン量と、水の接触角との相関を図１８に示す。カーボン量が多い基板は接触角も大きく、カーボン量が少ない基板は接触角が小さい。つまり、疎水性を高めている原因は基板表面のカーボンであると判断できる。

一連の検討により、センサチップ表面のカーボンが被検体とセンサチップの密着性、つまりギガシール成功率に大きく影響を与えることがわかる。実験結果から明らかなように、カーボン量が約１０％以下であれば被検体とセンサチップとは高い密着性を示す。

センサチップ表面に付着したカーボンとしては、大気中に含まれる炭素以外にも、センサチップとウェルとを接着させるために使用する接着剤の揮発成分などが挙げられる。これらのカーボン成分は、ＧＣ−ＭＳ（Ｇａｓ Ｃｈｒｏｍａｔｏｇｒａｐｈ−Ｍａｓｓ Ｓｐｅｃｔｒｏｍｅｔｒｙ）によって検出することができる。

前述したようにＢＨＦ洗浄をすることによって、センサチップに付着したカーボンを除去することができる。また、ＢＨＦ洗浄をした後に、酸素プラズマによる灰化処理を施すことで、センサチップ表面のカーボン除去能力を高めることができる。すなわち、図５に示す通り、ＢＨＦ洗浄をしていない比較サンプル１ではギガシール成功率が１０数％と低い。ＢＨＦ洗浄をした比較サンプル２ではギガシール成功率が３０％を超えている。ＢＨＦ洗浄の後に酸素プラズマで灰化処理を施したサンプル１ではギガシール成功率が９０％を超えている。

しかし、サンプル１で示した表面処理を施すと、図７に示したように処理後の時間とともにギガシール成功率が低下する。これは、活性化され親水性が高まったセンサチップの表面に、疎水性であるカーボンあるいはカーボン化合物が再付着し、センサチップの表面親水性が低下したと予想される。従って、センサチップ表面のカーボンを除去した後は、前述したように親水性が高く、かつ結合エネルギーが高い非晶質固体層をＳｉＯ_２基板上に製膜する方法が有効である。これらの非晶質固体層として酸窒化膜を製膜後のセンサチップでは、図８で示したように長期保管後の性能劣化も見られない特徴を持つ。すなわち、酸窒化膜を製膜することによって、カーボンの付着を低減できる。

（実施の形態４）
以下、本発明の実施の形態４における細胞電気生理計測デバイスについて図面を参照しながら説明する。

図３に示すように、ダイアフラム１０６の第１の表面１１０と第２の表面１１１のうち少なくとも一方の表面に形成された非晶質固体層１１７は、最表面から変曲点を持つことなく、窒素の原子数組成比が厚さ約１０ｎｍまでほぼ指数関数的に減少するような分布を持つ。また、図１１Ａ、１１Ｂにおいて、ダイアフラム３０６の第１の表面３１０と第２の表面３１１のうち少なくとも一方の表面電位が負電位である。電位は負電位の表面から中央に向けて厚さ方向に一様ではなく、徐々に増加する。図１１Ａ、１１Ｂにおけるダイアフラム３０６内部の電位は、第１の表面３１０あるいは第２の表面３１１のうちの少なくとも一方の表面の電位と異なっている。電位は、ダイアフラム３０６の内部から第１の表面３１０若しくは第２の表面３１１に向かって減少するような分布を示す。

なお、本実施の形態においてダイアフラム３０６内部の電位とは、ダイアフラム３０６の表面から内部に向かってある一定の深さの仮想的な面を考え、その面がエッチング等の操作により最表面に現れたと仮定した場合に得られる仮想的な表面電位を意味する。

本実施の形態では、この性質を利用し、被検体１１２とセンサチップ１０１との密着性をより効率的に制御する。すなわち、センサチップの最表面から中央に向けて単位格子中の分極率が異なり、非晶質固体層１１７の窒素密度が徐々に減少する構成である。あるいは、ダイアフラム３０６の電位が最表面から厚さの中央に向けて徐々に増加する構成である。これらのことにより、測定の目的に応じて表面状態をその測定の最適状態に容易に変更することができる。

例えば、被検体１１２を単孔のセンサチップ３０１１に強固に密着させる場合、酸窒化膜をエッチングし、ＳｉＯ_２膜を露出させた後にＢＨＦ洗浄、酸素プラズマ処理を行えばよい。一方、多孔のセンサチップ３０１２のように、被検体１１２と多孔のセンサチップ３０１２との密着性は高くなくてもよく、１０ＭΩ以下の低抵抗成分を出現させたくない状況であれば酸窒化膜のエッチングをせずにそのまま使えばよい。１つのセンサチップに存在する貫通孔１０９の数によって、求められる合成抵抗値や、それに伴い許容できる低抵抗成分の数が異なる。そのため、孔数と必要な抵抗値に応じて酸窒化膜のエッチング量を決めればよい。これは、酸窒化膜が厚さ方向に一様でない特徴だから可能な制御である。また、前述の通り抵抗値分布と表面電位には相関があるため、酸窒化膜のエッチング後の表面電位を測定することでおおよその抵抗値分布が分かる。そのため、品質管理において製品を破壊せずに検査できる。

酸窒化膜を形成する方法として、他にもＣＶＤ法やスパッタ法、ＣＳＤ法、プラズマ窒化、熱窒化等の方法がある。これらの中で、任意の方法を選択すればよいが、特に、熱窒化が望ましい。熱窒化を行うことで、貫通孔１０９内壁にも均一な膜厚で成膜される。被検体１１２はダイアフラム３０６だけでなく、陰圧で貫通孔１０９側壁にも密着する。そのため、貫通孔１０９内壁にも均一な膜厚で成膜されていると、より密着性の高い状態が得られる。

ＣＶＤ法やスパッタ法、ＣＳＤ法等を選択すると、酸窒化膜は均一に塗付することが困難である。貫通孔１０９の内壁（特に深い部分）には、酸窒化膜は形成されないため、酸窒化膜による密着性向上の効果が低減する。プラズマ窒化では、バイアス電圧を用いて指向性を持ったプラズマを発生させる場合、ＣＶＤ法等と同様均一に塗付することが困難である。指向性を持たないプラズマを用いた場合には、熱窒化と同様の効果が得られるが、装置の生産性や製造コスト等を考慮すると、熱窒化が優れる。

熱窒化とは、例えば、ＮＨ_３のような還元性ガスにＮ_２が含まれた雰囲気中においてチップ全体を加熱することが望ましい。還元ガスとは、ＮＨ_３の他に、Ｈ_２、ＣＯ、Ｈ_２Ｓ、ＳＯ_２、ＨＣＨＯ（ホルムアルデヒド）などのガスが存在する雰囲気のことを指す。これらのガスに適宜、Ｎ_２が含まれた雰囲気中ならばよい。

熱窒化を行うことにより、ダイアフラム３０６の裏面（すなわち第２の表面１１１）やセンサチップ１０１の周囲にも同様に酸窒化膜が形成される。ＣＶＤ法やスパッタ法、ＣＳＤ法等を選択すると、ダイアフラム３０６の裏面にも酸窒化膜を形成することは困難である。そのため、酸窒化膜の応力によって、ダイアフラム３０６に反りや割れが発生したり、酸窒化膜の剥離が生じたりする場合がある。熱窒化を行うことにより、ダイアフラム３０６の裏面やセンサチップ１０１の周囲にも同様に酸窒化膜が形成される。そのため、ダイアフラム３０６には応力が均一に印加されるので、反りや割れが発生したり、酸窒化膜の剥離が生じたりすることがなくなるため、生産性に優れる。

また、熱窒化によって形成された酸窒化膜はグラジェント分布を持つため、センサチップ３０１１、３０１２との密着性に優れる。シリコンに対する酸素と窒素の電気陰性度の違いが表面電位を決めている。窒素の電気陰性度の方が低いため、窒素密度が高くなることにより電荷の偏りが低下する。その結果、ダイアフラム３０６の表面に現れたときの表面電位の絶対値が小さくなる。純粋な窒化膜は強い応力を持ち、酸窒化膜はその組成に応じて、応力が発生する。そのため、シリコンからなるセンサチップ３０１１、３０１２の表面において、剥離が発生しやすくなる。グラジェント分布を持つことにより、徐々に応力が緩和されるため、剥離が発生しやすくなる。

センサチップ３０１１、３０１２の全体が均一に酸窒化され、深さ（厚み）方向へグラジェント分布を持っていれば、熱窒化されているのが分かる。酸窒化膜の組成は温度、時間、雰囲気、グラジェント分布によって任意に制御可能である。

（実施の形態５）
以下、本実施の形態におけるセンサチップについて説明する。なお実施の形態において先行する実施の形態と同様の構成をなすものは同じ符号を付して説明し、詳細な説明を省略する。また本発明は以下の実施の形態に限定されるものではない。実施の形態１と異なる点はセンサチップがナノファイバプレートからなる点である。

図１９は、本実施の形態におけるセンサチップの断面図である。センサチップ６００は、ナノファイバ５１８の表面に生体組織、細胞、タンパク質、核酸、ペプチド、糖鎖、ウイルス等の物質を吸着することによって物質の特性を測定する。

センサチップ６００はダイアフラム５０６と、ダイアフラム５０６の第１の表面５１０に接合した複数のナノファイバ５１８を有する。ダイアフラム５０６は、第１の表面５１０と、第１の表面５１０と空間的に分離された第２の表面５１１とを有する。ナノファイバ５１８は、ナノスケールの直径を持つ、酸化シリコン、好ましくは二酸化ケイ素からなり、少なくとも表面の一部に、ＯＨ基を有している。そして、このナノファイバ５１８の表面は、ＳｉＯＸを主成分とする非晶質固体層５１７で被覆されており、物質Ｘはケイ素よりも電気陰性度の大きい元素からなる。

このナノファイバの表面にタンパク質、核酸、ペプチド、糖鎖、ウイルス等の物質が吸着することにより、検査対象の中に特定の物質が存在しているかどうかを検出できる。

このように、ナノファイバ５１８表面が非晶質固体層５１７で被覆されていることによって、表面に構成されたＯＨ基の解離を抑制する。そしてその結果として、ナノファイバ５１８の表面の安定性が図れる。これはセンサチップの製造において、表面の一部にＯＨ基を構成した後、計測するまでの間にＯＨ基の解離を防ぐという点においても効果を発揮する。

さらに、非晶質固体層５１７の上層にさらに、シランカップリング剤などを反応させる場合においても同様にこれらを安定して形成できる。

本実施の形態のセンサチップは、ＤＮＡアレイ、プロテインアレイ、糖鎖アレイ、マイクロ流体チップ、細胞培養チップに用いることができる。

なお、本実施の形態でのナノファイバプレートはアレイ基板として用いることもできる。アレイ基板とは、検出用物質と試料中に含有されている標的物質との間の相互作用を進行させ、蛍光強度などによりその相互作用の度合いを検出することで解析を行うことができる基板である。基材表面に予め相互作用を引き起こす場となる反応場領域をアレイ状に設け、その反応場領域毎に目的となる検出用物質をそれぞれ固定した後、試料となる溶液を滴下することにより、試料を解析する。このような構成とすることで、一枚で複数の測定を行うことができる。本実施の形態のナノファイバプレートに複数の反応場領域を並べてアレイ化するためには、インクジェットディスペンサ、フォトリソグラフィー、ピンスポット等、ガラスプレートに対して行う通常の手段を用いることができる。

（実施の形態６）
以下、本実施の形態におけるセンサチップの保管方法について説明する。なお本実施の形態において先行する実施の形態と同様の構成をなすものは同じ符号を付して説明し、詳細な説明を省略する。また本発明は以下の実施の形態に限定されるものではない。

本実施の形態におけるセンサチップとは、実施の形態１〜４で示されるセンサチップであり、表面に生体組織、細胞、タンパク質、核酸、ペプチド、糖鎖、ウイルス等の物質を吸着することによって各物質の特性を測定するセンサチップである。第１の表面と、第１の表面と空間的に分離された第２の表面とを有したダイアフラムと、ダイアフラムの第１の表面から第２の表面にかけて貫通する少なくとも一つの貫通孔とを備えている。そして、センサチップに形成された貫通孔に細胞、タンパク質、核酸、ペプチド、糖鎖、ウイルス等の吸着物質を吸着することによって、それらの物質の特性を測定できる。ダイアフラムは少なくとも例えば、ガラスやシリコン、酸化シリコン、熱酸化ＳｉＯ_２、ポリシリコン、アモルファスシリコンなどの無機材料あるいはそれらの混合物で形成できる。あるいは、センサチップに、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）、ポリプロピレン、ポリカーボネート、ポリオレフィン、ポリエチレン、ポリスチレン、ポリアミド、ポリメタクリル酸メチル（ＰＭＭＡ）、環状ポリオレフィンなどの樹脂材料を接合したセンサデバイスとさせてもよい。

このようなセンサチップあるいはセンサデバイスを、少なくとも密閉されたパッケージ内に封入し、封止した後、室温（２５℃）より低い温度で保管させる。パッケージは、例えばアルミニウムかもしくは、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）、ポリプロピレン、ポリカーボネート、ポリオレフィン、ポリエチレン、ポリスチレン、ポリアミド、ポリメタクリル酸メチル（ＰＭＭＡ）、環状ポリオレフィンの樹脂などを用いることができる。

ここで、室温より低い温度は少なくとも１０℃以下であり、４℃以下であることが望ましく、氷点下であることがより望ましい。氷点下は−１０℃以下の低温環境に保管することが望ましい。

この時、密閉されたパッケージ内の雰囲気は、ヘリウム、窒素、アルゴン、クリプトン、６フッ化硫黄等、室温以下の環境で通常、不活性であるガスであることが好ましい。

センサチップを使用する寸前まで上記保管方法によって保管し、使用直前にセンサチップを室温（２５℃）にまで戻してから、直ちに測定を行う。

このように保管されることによって、長期にわたる保管であっても特性劣化を抑制することができ、長期保管可能で高精度なセンサチップを提供することができる。

つぎに、センサチップあるいはセンサデバイスを少なくとも密閉されたパッケージ内に封入され、室温より低い温度で保管されることによる効果について説明する。

センサチップあるいはセンサデバイスを室温よりも低い温度で保管することにより、センサチップ表面の生体組織、細胞、タンパク質、核酸、ペプチド、糖鎖、ウイルス等の吸着物質を吸着する領域、例えば、センサチップの貫通孔表面周辺に、吸着物質が吸着することを阻害する吸着阻害物質が付着することが少なくなる。通常、このような吸着阻害物質は、例えば、パッケージやセンサチップあるいはセンサデバイスに用いられている樹脂材料や接着材から揮発する有機化合物であったり、雰囲気内に微量に存在する有機化合物であったりすることが多い。細胞などの物質を投入する測定を実施する前の保管状態において、センサチップの表面に、吸着阻害物質が吸着することにより、測定対象である物質が吸着しにくくなり、測定の精度が低下してしまう場合がある。すなわち、センサチップを用いたセンサデバイスの一例である従来の細胞電気生理計測デバイスでは、センサチップの表面に形成された細胞が吸着するための貫通孔の表面に、細胞吸着阻害物質が存在することにより貫通孔へ細胞吸着が十分に行われないことがある。そのため、細胞表面と貫通孔表面の間にリーク電流が発生してしまい、測定精度を向上させることが困難になる。このため、貫通孔表面への細胞吸着阻害物質の吸着防止手段として、細胞を吸着する測定直前まで、センサチップあるいはセンサデバイスを水の中に保管させる水中保管や、真空容器の中に保管する真空保管が行われている。しかし、水中保管では測定前にセンサから水を抜き取る作業が必要であり、また真空保管では保管効果が不十分なことがある。

しかし、本実施の形態のように低温で保管することによって有機化合物が揮発することが極めて少なくなる。さらに、有機化合物が雰囲気内に存在していたとしても、低温であるため運動エネルギーが低くなり、表面に存在している分子への結合や付着が起きにくくなる。このため、センサチップの貫通孔表面に不要な吸着阻害物質が付着しにくくなる。さらに、従来用いられたような水中保管ではないので、パッケージ開封後、使用前に表面に付着している水を抜き取る必要性がなく、作業前の時間短縮に繋がる。

さらにもう一つの効果である、親水性を安定的に維持する仕組みについて説明する。実施の形態１の表１におけるサンプルＡのようにＳｉＯ_２のみで構成されている場合において、最表面では表１におけるサンプルＡとサンプルＢへの状態変化が化１に示すように可逆的に起こることは既に述べた。

そして、この状態変化は温度によって平衡状態に達することが知られており、室温ではＯＨ基の数が５．６−５．９個になると推定される。すなわち、センサチップを製造した直後は最表面のＯＨ基が最大の７．９個／ｎｍ^２であっても、室温に放置することで環境がたとえ、水、真空、不活性ガスであっても、ＯＨ基の解離は発生し、７．９個／ｎｍ^２より減少する。これは、最表面にＯＨ基が構成されたセンサチップは室温での長期保管が困難であるということを示している。

この課題を解決するため、本実施の形態ではこのセンサチップを室温より低い温度で保管する。

表４は、センサデバイスの一例である、細胞電気生理計測デバイスにおける、細胞の密着性を指標とし、所定の密着が確保出来なくなったものを寿命であると判断し、それぞれの温度において寿命がどう変化するかを示している。

室温（２５℃）において１１．３時間であった寿命が、室温より低い１０℃においては６７時間、氷点下１５℃においては２０５８．８時間と飛躍的に伸びている。

室温より低い温度において寿命が延びている理由は、最表層のＯＨ基がセンサチップを作製したときから安定しており、結果として親水性が高い状態を保っているからである。すなわち、低温であればあるほど、ＯＨ基の解離は少なくなり、センサチップ製造当初の高いＯＨ基密度を保っている。

なお、センサチップの親水性を保つ構造として、本実施の形態１〜４では少なくとも最表層をＳｉＯＸ構造にしている。すなわち、最表層のＳｉ結合手の内、少なくとも１つより多い個数でＮＨ_２を結合させることで、より安定な表面にできる。既に述べたように最表層がＯＨ基だけの場合、隣り合うＯＨ基が合し、Ｈ_２Ｏへの解離を起こす。しかし、いくつかの結合手がＮＨ_２基終端されることによってＯＨ基が隣同士になる確率は減少し、結果としてＯＨ基の解離も減少する。また、ＮＨ_２基はＯＨ基と同様に親水性を持っているので、結果として、より安定した状態にセンサチップの親水性状態を保つことができる。

ここで、パッケージ内は真空状態となっていないことが好ましい。本実施の形態により、真空保管を用いるよりも吸着阻害物質を抑制できる。真空保管の場合には雰囲気に元々存在している有機化合物は除去できるものの、樹脂や接着材から発生する有機化合物量を減らすことはできない。さらに、真空であるために樹脂や接着材から揮発した有機化合物は真空下では平均自由行程が増えるため運動エネルギーは高くなり、表面に存在している分子への結合や付着が促進されてしまうからである。

さらに、既に述べたように、二酸化ケイ素（ＳｉＯ_２）で形成された表面に細胞などが強固に吸着するためには、Ｓｉ原子に結合したＯＨ基（Ｈｙｄｒｏｘｙ基）の量が豊富である必要があり、これはＯＨ基の量が多いほうが好ましい。しかしながら、表面のＯＨ基は隣り合うＯＨ基と反応し、表面からＨ_２Ｏが解離する現象が起こり、環境温度条件によって平衡状態に達することが知られている。そして、このとき環境温度が高いほど、ＯＨの解離は進み、室温においてはアモルファス二酸化ケイ素の表面の１ｎｍ^２あたりＯＨ基の数は４．６個から４．９個であるとされている。つまり、室温においては、パッケージ環境として真空や不活性ガスにしても、この表面からのＳｉＯＨの解離はある程度避けられない。

そこで、パッケージ内には水蒸気が封入されているのがより好ましい。パッケージ雰囲気にＨ_２Ｏガスを混入しておくことで、表面からのＯＨ解離を防ぐことができる。つまり、化１が可逆的に起こる。つまり、Ｈ_２Ｏガスが混入していることで各温度での平衡状態をＳｉＯＨ側（化１の左辺）へシフトできる。つまり、親水性が失われにくくなる。このような本実施の形態のセンサチップ保管方法により、センサチップ使用時に測定精度が落ちることなく使用できる。

図２０は、本発明の実施の形態におけるセンサチップの平均抵抗値の時間推移を示す図である。サンプルとして、図９に示すセンサチップ２０１２あるいは図１１Ｂに示すセンサチップ３０１２を用い、複数の貫通孔に細胞を捕捉している。

そして、実施の形態２のサンプル３と同じ処理を施している。すなわち、酸素と水蒸気の雰囲気下において１１００℃で加熱する熱酸化プロセスによって酸化膜１１６を形成した後、フッ化アンモニウム緩衝フッ酸溶液で洗浄している。さらに酸素プラズマによる灰化処理（酸素アッシング）を行っている。

センサチップを室温（２５℃）、４℃、−２０℃、−８０℃でそれぞれ保管し、１週間後、２週間後、１月後の平均抵抗値を計測した。ここで平均抵抗値が高いということは、細胞の捕捉率が高いということを示しており、吸着阻害物質が付着しにくいということを示している。

センサチップを室温で保管することにより、平均抵抗値が減少する。一方、室温保管に比べ、４℃、−２０℃、−８０℃での保管は保管時間が長くなっても、平均抵抗値が室温保管ほど減少しない。特に−２０℃、−８０℃での保管はこの効果が著しく、保管１ヶ月を経過しても製造直後の平均抵抗値とほぼ変わらない。

すなわち、４℃、−２０℃、−８０℃での保管は保管時間が長くなってもセンサチップに吸着阻害物質が付着しにくい。その結果、細胞の捕捉率を高めることができる。

なお、本実施の形態ではダイアフラムに形成された貫通孔を有するセンサチップについての保管方法について説明した。しかし、センサチップは必ずしも貫通孔を有する必要は無く、表面に吸着面を有するセンサチップであっても良い。その場合も同様の保管方法によって、長期にわたる保管であっても特性劣化を抑制することができ、長期保管可能で高精度なセンサチップを提供できる。

（実施の形態７）
以下、本実施の形態におけるセンサチップの保管方法について説明する。実施の形態６と異なる点はセンサチップが図１９に示すようなナノファイバプレートからなる点である。

本実施の形態におけるセンサチップは、ナノスケールの直径を持つ酸化シリコン、好ましくは二酸化ケイ素を多数構成した基板を有するナノファイバプレートである。ナノファイバの表面に細胞、タンパク質、核酸、ペプチド、糖鎖、ウイルス等の物質が吸着させることにより、検査対象の中に特定の物質が存在しているかどうかを検出する。

このようなセンサチップにおいては、測定を開始する前に、目的である物質の吸着を阻害する吸着阻害物質がナノファイバの表面に吸着したり、目的のタンパク質の光学的検出を行う際に、光学検出を阻害する物質、例えばＣＨ_３基、ＣＯＯＨ基等の有機物がナノファイバの表面に吸着したりすることでセンサチップの感度を著しく劣化させる。そのため、センサチップの製造後、これら阻害物質の吸着を防ぐ保管方法が必要である。

上記センサチップを製造直後と、室温（２５℃）と低温（４℃、−２０℃、−８０℃）とで一週間保管した後に観察した。図２１は、本発明の実施の形態におけるセンサチップの観察結果を示す図である。蛍光プレートリーダー（ＧｅｎｅＰｉｘ４０００Ａ）を用いてレーザー照射（６３５ｎｍ、５３２ｎｍ）し、蛍光状態を撮影したセンサチップの観察結果を示している。有機物質など光学検出を阻害する吸着阻害物質がセンサチップに多量に付着することにより、光学バックグランドノイズが増える。すなわち、センサチップが強く発光しているということは、光学バックグランドノイズが増えているということであり、センサチップの感度を著しく劣化させる原因になる。

図２１より、センサチップを室温で保管することにより、センサチップの発光強度が上昇している。室温保管により、有機物質など光学検出を阻害する吸着阻害物質がセンサチップに多量に付着し、光学バックグランドノイズが増えているからである。

一方、室温保管に比べ、４℃、−２０℃、−８０℃での室温より低い低温保管はバックグランドノイズが抑えられている。すなわち、低温保管によって吸着阻害物質がセンサチップに吸着していないことが分かる。特に−２０℃、−８０℃での保管はこの効果が著しく、光学バックグランドノイズが増加していない。従って、室温より低い温度で保管することによって、光学バックグランドノイズが抑制し、その結果センサチップの感度を維持できる。保管温度が室温より低ければ低い程、本効果を奏する。

なお、ナノファイバの表面は、ＳｉＯＸを主成分とする非晶質固体層で被覆されており、物質Ｘはケイ素よりも電気陰性度の大きい元素からなっていてもよい。ナノファイバの表面が非晶質固体層で被覆されることによって、表面に構成されたＯＨ基の解離を抑制し、ナノファイバの表面が安定になる。これにより、センサチップの製造において、表面の一部にＯＨ基を構成した後、計測するまでの間にＯＨ基の解離を防げることができる。

さらに、非晶質固体層５１７の上層にシランカップリング剤などを反応させる場合においても、シランカップリング剤を安定して反応させることができる。

本実施の形態のセンサチップは、ＤＮＡアレイ、プロテインアレイ、糖鎖アレイ、マイクロ流体チップ、細胞培養チップに用いることができる。なお、本実施の形態でのナノファイバプレートはアレイ基板として用いることもできる。

このように、本実施の形態の保管方法により、測定を阻害する物質の吸着を防止でき、長期にわたる保管であっても特性劣化を抑制することができる。

本発明は、表面に材料物質を吸着し測定するバイオセンサや化学物質同定センサなどに用いられるセンサチップおよびその保管方法に関し、保管時間経過に伴うシール特性の劣化を防止できる。

１０１，３０１ａ，３０１ｂ，６００，２０１２，３０１１，３０１２ センサチップ
１０２ ウェル
１０３ 第１の電解液
１０４ 第２の電解液
１０５ 流路
１０６，２０６，３０６，５０６ ダイアフラム
１０７ 第１電極
１０８ 第２電極
１０９，２０９，３０９，３０９ａ，３０９ｂ 貫通孔
１１０，３１０，５１０ 第１の表面
１１１，３１１，５１１ 第２の表面
１１２，３１２ａ，３１２ｂ 被検体
１１３ 壁層
１１４ 凹部
１１５ａ ケイ素層
１１５ｂ 二酸化ケイ素層
１１６ 酸化膜
１１７，５１７ 非晶質固体層
５００ センサデバイス
５１８ ナノファイバ

Claims (24)

1. 表面に物質を吸着することによって、前記物質の特性を測定するセンサチップであって、第１の表面と、第２の表面とを有するとともに、前記第１の表面から前記第２の表面にかけて貫通する少なくとも一つの貫通孔が設けられたダイアフラムを備え、前記第１の表面と、前記第２の表面と、前記貫通孔の内壁表面と、のうちの少なくとも一部がＳｉＯＸを主成分とする非晶質固体層で被覆されており、物質Ｘは窒素、リン、フッ素、ホウ素のいずれかよりなるセンサチップ。
2. 前記物質Ｘの原子数組成比が前記ダイアフラムの厚さ方向に指数関数的に減少する請求項１に記載のセンサチップ。
3. 前記物質Ｘが窒素である
   請求項１に記載のセンサチップ。
4. 前記非晶質固体層が前記第１の表面に形成されている
   請求項１に記載のセンサチップ。
5. 前記非晶質固体層が前記第１の表面と前記第２の表面の両方に形成されている請求項１に記載のセンサチップ。
6. 前記非晶質固体層が前記貫通孔の壁面に形成されている請求項１に記載のセンサチップ。
7. 前記物質を含んだ溶液を保持するためのウェルが前記第１の表面に隣接して形成されている請求項１に記載のセンサチップ。
8. 前記第２の表面は前記第１の表面の反対側に設けられている
   請求項１に記載のセンサチップ。
9. 前記物質Ｘの最表面原子数組成比が３．６％以上３０％以下である
   請求項１に記載のセンサチップ。
10. 前記第１の表面と、前記第２の表面と、前記貫通孔の内壁の表面と、のうちの少なくとも一部の電位が負電位である
    請求項１に記載のセンサチップ。
11. 一つの前記ダイアフラムに一つの前記貫通孔が形成されており、
    前記電位が−２０ｍＶ以下である
    請求項１０に記載のセンサチップ。
12. 一つの前記ダイアフラムに複数の前記貫通孔が形成されており、
    前記電位が−２０ｍＶ以上０ｍＶより小さい
    請求項１０に記載のセンサチップ。
13. 前記第１の表面若しくは前記第２の表面の前記電位と、前記貫通孔内壁との電位とが等しい
    請求項１０に記載のセンサチップ。
14. 前記第２の表面は前記第１の表面の反対側に設けられている
    請求項１０に記載のセンサチップ。
15. 前記ダイアフラムの電位が、前記第１の表面若しくは前記第２の表面から前記ダイアフラムの厚さ方向に一様ではない
    請求項１０に記載のセンサチップ。
16. 前記ダイアフラムの電位が、前記第１の表面若しくは前記第２の表面から前記ダイアフラムの厚さの中央に向けて増加する
    請求項１０に記載のセンサチップ。
17. 前記第１の表面と前記第２の表面のうちの少なくとも一方の表面の電位の負電位は常温で維持される
    請求項１０に記載のセンサチップ。
18. 表面に生体組織、細胞、タンパク質、核酸、ペプチド、糖鎖、ウイルスのうちいずれかの物質を吸着することで前記物質の特性を測定するセンサチップであって、
    少なくとも表面の一部に、ＯＨ基を有し、
    前記表面の一部がＳｉＯＸを主成分とする非晶質固体層で被覆されており、物質Ｘは窒素、リン、フッ素、ホウ素のいずれかよりなる
    センサチップ。
19. 請求項１から１７のいずれか一つに記載のセンサチップを
    密閉されたパッケージ内に封入し、
    前記パッケージに封入された前記センサチップを２５℃より低い温度で保管する
    センサチップの保管方法。
20. 少なくとも表面の一部に、ＯＨ基を有し、
    前記表面の一部がＳｉＯＸを主成分とする非晶質固体層で被覆されており、物質Ｘは窒素、リン、フッ素、ホウ素のいずれかよりなり、
    生体組織、細胞、タンパク質、核酸、ペプチド、糖鎖、ウイルスのうちいずれかの物質を吸着することによって前記物質の特性を測定するセンサチップを、密閉されたパッケージ内に封入し、
    ２５℃より低い温度で保管する
    センサチップの保管方法。
21. −１０℃以下の温度で保管される
    請求項２０に記載のセンサチップの保管方法。
22. 前記パッケージ内の雰囲気が不活性ガスである
    請求項２０に記載のセンサチップの保管方法。
23. 前記パッケージ内の雰囲気にＨ₂Ｏガスを含む
    請求項２０に記載のセンサチップの保管方法。
24. 前記パッケージに使用する材料がアルミニウムを主成分とする
    請求項２０に記載のセンサチップの保管方法。

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