JP6968381B2 - 細胞培養装置 - Google Patents

Description

本開示は、細胞培養装置に関するものである。

従来、各種組織の疾患の究明、治療に有効な薬剤のスクリーニング等のために各種の細胞を培養する方法や装置が提案されている（例えば、特許文献１参照。）。

特開２０１４−２２６０４６号公報

しかしながら、前記従来の技術では、制御された培養液の流れの中で細胞を培養し、かつ細胞の均一な播種、培養中の細胞監視、培養終了後の細胞への容易なアクセスが実現できなかった。

ここでは、前記従来の技術の問題点を解決して、種々の細胞を培養液の制御された流れの中で培養することができる細胞培養装置を提供することを目的とする。

そのために、細胞培養装置においては、本体部と、該本体部に着脱可能に取り付けられる挿入部とを備え、前記本体部は、培養液を収容可能な液収容空洞と、前記本体部の上面に開口するとともに前記液収容空洞の上面に開口する上部空洞とを含み、前記挿入部は、上面が開放され、細胞を収容し、前記上面を通して前記細胞へのアクセスが可能な細胞収容空間を含む細胞収容部と、前記細胞収容空間の下面を画定する膜部材であって培養液が透過可能な膜部材とを含み、前記挿入部が、前記上部空洞に挿入されて、前記本体部に取り付けられると、前記膜部材が液収容空洞内に位置し、該液収容空洞に供給された培養液が前記細胞収容空間内に流入し、該細胞収容空間内に収容された細胞が培養液の流れの中で非気密状態で培養可能になる。

他の細胞培養装置においては、さらに、前記培養液は、前記液収容空洞に接続された培養液供給装置から前記液収容空洞に供給され、前記細胞収容空間内に収容された細胞は、前記培養液供給装置によって制御された培養液の流れの負荷を受ける。

更に他の細胞培養装置においては、本体部と、該本体部に着脱可能に取り付けられる複数の挿入部とを備え、前記本体部は、培養液を収容可能な液収容空洞と、前記本体部の上面に開口するとともに前記液収容空洞の上面に開口する上部空洞と、培養液を導入するインレットパイプとの接続部に配設されたトラップであって培養液に含まれる気泡のトラップとを含み、各挿入部は、上面が開放され、細胞を収容し、前記上面を通して前記細胞へのアクセスが可能な細胞収容空間を含む細胞収容部と、前記細胞収容空間の下面を画定する膜部材であって培養液が透過可能な膜部材とを含み、前記挿入部が、前記上部空洞に挿入されて、前記本体部に取り付けられると、前記膜部材が液収容空洞内に位置し、前記インレットパイプからトラップを通過した後に分岐された培養液が複数の挿入部の細胞収容空間内に均等に流入し、各細胞収容空間内に収容された細胞が均等な培養液の流れの中で非気密状態で培養可能になる。

更に他の細胞培養装置においては、本体部と、該本体部に着脱可能に取り付けられる挿入部とを備え、前記本体部は、培養液を収容可能な液収容空洞と、前記本体部の上面に開口するとともに前記液収容空洞の上面に開口する上部空洞と、前記液収容空洞に連通する吸気孔とを含み、前記挿入部は、上面が開放され、細胞を収容し、前記上面を通して前記細胞へのアクセスが可能な細胞収容空間を含む細胞収容部と、前記細胞収容空間の下面を画定する膜部材であって培養液が透過可能な膜部材とを含み、前記挿入部が、前記上部空洞に挿入されて、前記本体部に取り付けられると、前記膜部材が液収容空洞内に位置し、該液収容空洞内に供給された培養液の前記挿入部の周囲の気液界面に前記吸気孔から流入した空気の圧力が付与されると、前記培養液が前記細胞収容空間内に流入し、該細胞収容空間内に収容された細胞が前記圧力に依存した培養液の流れの中で非気密状態で培養可能になる。

更に他の細胞培養装置においては、さらに、前記培養液は、前記液収容空洞に接続された培養液供給装置から前記液収容空洞に供給され、前記空気は、前記吸気孔に接続された加圧空気供給装置から前記液収容空洞に流入し、前記細胞収容空間内に収容された細胞は、前記加圧空気供給装置によって圧力制御された培養液の流れの負荷を受ける。

更に他の細胞培養装置においては、さらに、前記圧力は定常圧又は脈動的圧力である。

更に他の細胞培養装置においては、さらに、前記本体部は前記液収容空洞に連通する排気孔を含み、前記圧力は、前記排気孔に接続された圧力センサによって検出可能である。

更に他の細胞培養装置においては、さらに、前記圧力センサが検出した圧力を記録する。

更に他の細胞培養装置においては、さらに、複数の本体部の吸気孔は、それぞれ、前記加圧空気供給装置に並列に接続されている。

更に他の細胞培養装置においては、さらに、前記本体部に挿入部が取り付けられると、前記膜部材は前記液収容空洞内に供給された培養液の前記挿入部の周囲の気液界面より下方に位置する。

更に他の細胞培養装置においては、さらに、前記挿入部の周囲の気液界面は、前記本体部の姿勢を水平から一時的に傾斜させた後に水平に戻した後にも、水平に維持される。

本開示によれば、種々の細胞を培養液の制御された流れの中で培養することができる。

第１の実施の形態における細胞培養装置の側面図である。 第１の実施の形態における細胞培養装置の平面図である。 第１の実施の形態における細胞培養装置の要部の斜視図である。 第１の実施の形態における細胞培養装置の要部の分解図である。 第１の実施の形態における実際に作製された細胞培養装置を示す写真である。 第１の実施の形態における細胞培養装置の使用方法を示す側面図である。 第１の実施の形態における細胞培養装置を使用して培養された細胞を示す写真である。 第２の実施の形態における細胞培養装置の平面図である。 第２の実施の形態における実際に作製された細胞培養装置を示す第１の写真である。 第２の実施の形態における実際に作製された細胞培養装置を示す第２の写真である。 第３の実施の形態における細胞培養装置の側面図である。 第３の実施の形態における実際に作製された細胞培養装置を示す写真である。 第３の実施の形態における細胞培養装置の使用方法を示す側面図である。 第３の実施の形態における細胞培養装置内に付与される圧力の例を示す図である。 第４の実施の形態における実際に作製された細胞培養装置を示す写真である。

以下、実施の形態について図面を参照しながら詳細に説明する。

図１は第１の実施の形態における細胞培養装置の側面図、図２は第１の実施の形態における細胞培養装置の平面図、図３は第１の実施の形態における細胞培養装置の要部の斜視図、図４は第１の実施の形態における細胞培養装置の要部の分解図、図５は第１の実施の形態における実際に作製された細胞培養装置を示す写真である。

図において、１は本実施の形態における細胞培養装置である。該細胞培養装置１は、後述される培養液５３の制御された流れの中で細胞を培養することができる装置である。前記細胞培養装置１によって培養される細胞は、いかなる種類の細胞であってもよいが、後述されるポドサイト（Podocyte）である場合に好適である。該ポドサイトは、腎臓のネフローゼ疾患の標的組織重要構成要素としての糸球体上皮細胞乃至糸球体足細胞である。

なお、本実施の形態において、細胞培養装置１の各部の構成及び動作を説明するために使用される上、下、左、右、前、後等の方向を示す表現は、絶対的なものでなく相対的なものであり、前記細胞培養装置１の各部が図に示される姿勢である場合に適切であるが、その姿勢が変化した場合には姿勢の変化に応じて変更して解釈されるべきものである。

図に示される例において、前記細胞培養装置１は、外殻部材３１と、該外殻部材３１の収容空間３４内に収容された本体部１１と、該本体部１１に着脱可能に取り付けられた挿入部２０とを備える。

前記外殻部材３１は、例えば、シャーレ乃至ペトリ皿と称される透明なポリエステル等の樹脂製の平皿であり、円形平板状の底板３２と、該底板３２の周縁から立設する円筒状の側壁３３とを備え、前記収容空間３４は、底板３２と側壁３３とによって画定された空間である。前記外殻部材３１としては、例えば、Thermofisher Scientific 社が販売している商品名「Ｎｕｎｃ 細胞培養ディッシュ」（直径：約６０〔ｍｍ〕）を使用することができる。

また、前記挿入部２０は、円筒状の細胞収容部２１と、該細胞収容部２１の上端に一体的に接続された上端部２２とを備え、ポリエステル等の透明な材料から成る部材である。前記細胞収容部２１の下端に一体的に接続された膜部材２４は、培養液５３が透過可能であり、細胞収容部２１の内側の細胞収容空間２３の下面を画定する。前記膜部材２４は、例えば、ポリエステル、ポリカーボネイト等の材料から成る多孔膜であってもよいし、「ビトリゲル」という商品名で販売されているコラーゲン基質から成る膜であってもよいし、培養液５３が透過可能な透過性の材質から成るものであれば、いかなる材質から成る膜であってもよい。また、前記上端部２２は、その上面が開放されているとともに、側壁に第１アウトレットとして機能する複数の側面開口２２ａが形成され、細胞収容空間２３内に充満した培養液５３が溢れ出るように構成されている。なお、前記挿入部２０は、略円筒形であって、下端に膜部材２４を備え、かつ、培養液５３が溢れ出るように上部が開放されているものであれば、いかなる直径及び高さを備えるものであってもよい。

なお、前記挿入部２０として、例えば、コーニング社（Corning Incorporated）が販売する商品名「Transwell 」という製品を使用することができる。該製品の１例として、直径が６．５〔ｍｍ〕で、ポリカーボネイトから成り、孔の直径が０．４〔μｍ〕、孔密度が１×１０⁸ 〔pores/ｃｍ² 〕の多孔膜である膜部材２４を備えたものを選択することが可能である。なお、膜部材２４は、孔の直径が細胞の大きさ以下のものを選択することが望ましい。

前記本体部１１は、例えば、シリコーンゴムの一種であるポリジメチルシロキサン（PDMS）から成る部材であるが、いかなる種類の材料から成るものであってもよく、また、その形状も、略直方体状に限定されるものでなく、いかなる形状であってもよい。図に示される例において、本体部１１は、概略直方体の板状部材であり、上部空洞１２と、該上部空洞１２の下端に連通するように形成された液収容空洞としての下部空洞１３と、該下部空洞１３の左右両側に形成されたインレット空洞１４ａ及び第２アウトレットとして機能するアウトレット空洞１４ｂと、前記下部空洞１３とインレット空洞１４ａ及びアウトレット空洞１４ｂとを連絡するインレット連絡空洞１５ａ及びアウトレット連絡空洞１５ｂとを備える。

前記上部空洞１２は、中心軸が上下方向に延在する概略円筒状の空間であって、上端が本体部１１の上面に開口し、挿入部２０の細胞収容部２１が前記上端から挿入される。そして、前記上部空洞１２は、その内面が挿入された細胞収容部２１の外周面に液密に密着する程度の大きさに形成されている。

前記下部空洞１３は、中心軸が上下方向に延在する上部空洞１２より大径の概略円筒状の空間であって、下端が本体部１１の下面に開口している。そして、本体部１１が外殻部材３１の平坦な底板３２上に載置されると、前記本体部１１の下面が底板３２の上面に密着し、前記細胞収容部２１の下端は底板３２の上面によって液密に閉止される。なお、前記本体部１１の下面と底板３２の上面とは、共有結合によって互いに接着された状態となることが望ましい。

なお、前記挿入部２０が本体部１１に取り付けられると、細胞収容部２１の下端は、後述される寸法Ｈ（図６（ｂ）参照。）だけ下部空洞１３の上面から下方に突出してはいるが、底板３２の上面との間に培養液が流通可能な程度の隙間を生じる位置に到達する。前記挿入部２０は、例えば、オペレータの手指によって本体部１１の上部空洞１２に押し込まれるようにして挿入される。

前記インレット連絡空洞１５ａ及びアウトレット連絡空洞１５ｂは、その上面が下部空洞１３の上面と面一となるように形成された溝状の通路であって、下部空洞１３の側面から外方に向けて延出する。そして、前記インレット連絡空洞１５ａ及びアウトレット連絡空洞１５ｂの遠位端には、中心軸が上下方向に延在する細長い円筒状のインレット空洞１４ａ及びアウトレット空洞１４ｂの下端が接続されている。

また、前記インレット空洞１４ａ及びアウトレット空洞１４ｂの上端は、本体部１１の上面に開口し、インレットパイプ４１ａ及び第２アウトレットパイプとして機能するアウトレットパイプ４１ｂの一端が前記上端から液密に挿入される。前記インレットパイプ４１ａ及びアウトレットパイプ４１ｂは、例えば、シリコーンゴムから成り、内径１〔ｍｍ〕及び外形２〔ｍｍ〕のパイプである。また、インレットパイプ４１ａ及びアウトレットパイプ４１ｂは、外殻部材３１の側壁３３に形成された貫通孔を液密に挿通するようにして配設されている。さらに、前記インレットパイプ４１ａの他端は、後述される培養液ポンプユニット５１に接続され、前記アウトレットパイプ４１ｂの他端は、後述されるバルブユニット５２に接続されている。

前記本体部１１は、例えば、図４に示されるように、薄い２枚の板状部材である上半部１１ａと下半部１１ｂとを結合させることによって構成されたものであってもよい。この場合、上部空洞１２とインレット空洞１４ａ及びアウトレット空洞１４ｂとを備える上半部１１ａと、下部空洞１３とインレット連絡空洞１５ａ及びアウトレット連絡空洞１５ｂとを備える下半部１１ｂとを、それぞれ、形成し、形成済みの上半部１１ａの下面と下半部１１ｂの上面とを、例えば、共有結合によって接着することにより、一体化された本体部１１を得ることができる。

前記上半部１１ａと下半部１１ｂとは、前述のようにポリジメチルシロキサンから成る部材である場合、フォトリソグラフィー技術を利用して作成することができる（例えば、特許文献２参照。）。例えば、MicroChem 社から市販されているレジストであるSU−８ ２０００シリーズのフォトレジスト（紫外線に感光して固化するエポキシ樹脂）を使用して、図示されないSUMCO 社から市販されているシリコンウェハの表面に、前記上部空洞１２とインレット空洞１４ａ及びアウトレット空洞１４ｂとに対応する形状の凸パターンと、下部空洞１３とインレット連絡空洞１５ａ及びアウトレット連絡空洞１５ｂとに対応する形状の凸パターンとを、フォトリソグラフィーの技法により、それぞれ、形成する。
特開２００６−３１２２１１号公報

次に、前記シリコンウェハの表面に、例えば、東レ・ダウコーニング社から市販されている商品名「Silpot １８４」というポリジメチルシロキサンのプレポリマを塗布し、該プレポリマを焼き固めて（Cureして）硬化させた後、剥離させる。これにより、図４に示されるような、例えば、２〜４〔ｍｍ〕程度の厚さの上半部１１ａと下半部１１ｂとを得ることができる。そして、前記上半部１１ａの下面と下半部１１ｂの上面とを、例えば、サムコ株式会社が市販しているＲＩＥ装置を使用して酸素プラズマ処理を行うことにより、接着させることができる。また、下半部１１ｂの下面と底板３２の上面とは、例えば、Silane coupling 技術（例えば、非特許文献１参照。）により、接着させることができる。
Lab on a Chip, 2011, 11, 962-965

図５には、実際に作製された細胞培養装置１の写真が示されている。図２及び５に示されるように、外殻部材３１の収容空間３４内には、第１アウトレットパイプとして機能するドレインパイプ４１ｃが配設されていることが望ましい。該ドレインパイプ４１ｃは、開放された一端が収容空間３４内のできるだけ低い箇所に位置し、図示が省略されている他端が収容空間３４の外側の図示されないドレインタンクに接続されている。また、ドレインパイプ４１ｃは、外殻部材３１の側壁３３に形成された貫通孔を液密に挿通するようにして配設されている。これにより、挿入部２０の側面開口２２ａから溢れ出た培養液５３は、収容空間３４の外側に排出されるので、収容空間３４内に充満してしまうことがない。

さらに、図１に示される例においては、透明な蓋部材３６が外殻部材３１の上面を覆うように配設されており、また、前記インレットパイプ４１ａ、アウトレットパイプ４１ｂ及びドレインパイプ４１ｃは、外殻部材３１の側壁３３に形成された貫通孔を液密に挿通しているので、収容空間３４内は、外部からの細菌、異物等によって汚染されることがない。なお、図５に示されるように、前記蓋部材３６は、適宜省略することもできる。

次に、前記細胞培養装置１を使用して細胞を培養する方法について説明する。

図６は第１の実施の形態における細胞培養装置の使用方法を示す側面図、図７は第１の実施の形態における細胞培養装置を使用して培養された細胞を示す写真である。なお、図６において、（ａ）は全体図、（ｂ）は要部拡大図であり、図７において、（ａ）は細胞が付着した膜部材の写真、（ｂ）は（ａ）の細胞を染色した蛍光写真、（ｃ）は（ｂ）を２倍に拡大した蛍光写真、（ｄ）は（ｂ）を５倍に拡大した蛍光写真である。

図６（ａ）に示されるように、インレットパイプ４１ａの他端には、培養液供給装置としての培養液ポンプユニット５１の吐出口が接続され、矢印で示されるように、培養液５３が培養液ポンプユニット５１から細胞培養装置１の本体部１１に供給される。なお、前記培養液ポンプユニット５１は、いかなる種類のポンプであってもよいが、例えば、市販されている従量式マイクロシリンジポンプを使用することができる。この場合、前記培養液ポンプユニット５１は、従量式送液により培養液５３の流れを制御することが可能となる。

一方、アウトレットパイプ４１ｂの他端には、アウトレット切替装置としてのバルブユニット５２が接続されている。該バルブユニット５２は、例えば、Upchurch社が市販する閉止弁装置であって、開放状態と閉止状態とに切り替え可能である。バルブユニット５２が閉止状態になると、図６（ｂ）において矢印５５で示されるような膜部材２４を通過して挿入部２０の細胞収容部２１の細胞収容空間２３内に進入する培養液５３の流れが、設定流量に依存した流れとなる。また、バルブユニット５２が開放状態になると、培養液５３は、アウトレットパイプ４１ｂの方に流れていく。なお、バルブユニット５２の出口は、図示されないドレインタンクに接続されている。

細胞の培養を行う場合、まず、例えば、挿入部２０の細胞収容空間２３内に Laminin溶液（コーニング社製）を注入して３７〔℃〕の図示されないインキュベータに２４時間収納しておくことが望ましい。続いて、バルブユニット５２を開放状態にするとともに、挿入部２０の細胞収容空間２３の上部に栓をして（例えば、シリコーンゴム等から成り、滅菌した部材を詰める。）、培養液ポンプユニット５１を作動させる。そして、アウトレットパイプ４１ｂの辺りまで培養液５３で満たされると、一旦、培養液ポンプユニット５１を停止して送液を中止させる。

その状態で、挿入部２０の細胞収容空間２３の上部から栓が取り外され、続いて、挿入部２０の細胞収容空間２３内から前記 Laminin溶液が除去され、別途作成された細胞懸濁液が前記細胞収容空間２３内に注入される。なお、挿入部２０の上端部２２の上面が開放されているので、ピペット（Pipette ）等の器具を用いることにより、上端部２２の上面を通して、細胞収容空間２３内の細胞へのアクセスが可能である。したがって、容易に、細胞収容空間２３内の細胞の偏在を修正することができる。そして、細胞培養装置１は、培養液ポンプユニット５１等とともに、インキュベータ内に移送され、２４時間インキュベートされる。

その後、バルブユニット５２を閉止し、培養液ポンプユニット５１の作動が再開される。すると、培養液５３は、図６（ｂ）において矢印５５で示されるように、透過性の膜部材２４を通過して、挿入部２０の細胞収容部２１の細胞収容空間２３内に進入し、該細胞収容空間２３内に充満する。膜部材２４を通過して細胞収容空間２３内に流入する矢印５５で示されるような培養液５３の流れは、培養液ポンプユニット５１の動作を制御することによって、適切に制御することができる。そして、細胞収容空間２３内に充満した培養液５３は、側面開口２２ａから挿入部２０の外へ溢れ出る。これにより、細胞収容空間２３内には、矢印５５で示されるように、下から上へ向けた培養液５３の流れが発生する。なお、挿入部２０の外へ溢れ出た培養液５３は、外殻部材３１の収容空間３４内に流入した後、ドレインパイプ４１ｃを通って、収容空間３４の外側に排出される。

そして、前記細胞収容空間２３内の細胞は、矢印５５で示されるような下から上へ向けた培養液５３の流れの中で培養される。そして、前記細胞収容空間２３内の細胞のすべてに、満遍なく培養液５３の流れの負荷がかかるようになっている。

また、本体部１１、挿入部２０、外殻部材３１及び蓋部材３６が透明なので、細胞収容空間２３内で培養中の細胞を鮮明に視認することができ、顕微鏡等を使用して、外部から容易に観察することができる。さらに、挿入部２０の上端部２２の上面が開放されているので、培養後の細胞を、ピペット等の器具を用いることにより、上端部２２の上面を通して、容易に取り出すことができる。なお、挿入部２０を本体部１１から取り外すことによって、培養後の細胞を、より容易に取り出すこともできる。

図７には、取り外した挿入部２０の培養面である膜部材２４の上面に付着した細胞の写真が示されている。図７（ａ）は、位相差顕微鏡で撮影した明視野の写真であるが、膜部材２４に多孔膜を選択した場合、膜部材２４には多数の微小孔が形成されているので、該微小孔の存在により細胞の観察が困難になっている。その場合は、細胞毒性の少ない PHK２６（Sigma Aldrich ）という蛍光染色剤で前記細胞の細胞膜を染色することで、蛍光顕微鏡下での観察が可能となる。なお、図７（ｂ）〜（ｄ）は染色された細胞の核を示す蛍光写真であって、図７（ｂ）は図７（ａ）と等倍のもの、図７（ｃ）は図７（ｂ）を２倍に拡大したもの、図７（ｄ）は図７（ｃ）を２．５倍に拡大したものである。図７からは、矢印５５で示されるような培養液５３の流れがあっても、培養液ポンプユニット５１によって培養液５３の流れを適切に制御することができるので、膜部材２４の上面から細胞が剥がれないことが分かる。

ところで、培養液ポンプユニット５１から供給される培養液５３には、何らかの原因により、気泡５６が混入し、該気泡５６が培養液５３のスムーズな流れを阻害する場合がある。特に、気泡５６が膜部材２４の下面直下に位置すると、膜部材２４を通過して細胞収容空間２３内に流入する矢印５５で示されるような培養液５３の流れが阻害されてしまう。しかし、本実施の形態においては、図６（ｂ）に示されるように、培養液５３に混入した気泡５６は、下部空洞１３の上面に付着して捕捉されるので、培養液５３の流れを阻害することがない。すなわち、下部空洞１３の上面における細胞収容部２１の周囲の部分は、気泡５６のトラップ５６ａとして機能する。これは、培養液５３が流入するインレット空洞１４ａに一端が接続された水平方向に延在するインレット連絡空洞１５ａの上面と前記下部空洞１３の上面が面一に形成されているところ、膜部材２４に塞がれた細胞収容部２１の下端が寸法Ｈだけ前記下部空洞１３の上面より下方に位置するので、気泡５６は、膜部材２４の下方にまで移動することなく、下部空洞１３の上面における細胞収容部２１の周囲の部分のトラップ５６ａで捕捉されたままとなるからである。

前述のように、培養される細胞は、いかなる種類のものであってもよいが、ここでは、ポドサイトである場合について説明する。該ポドサイトは、糸球体上皮細胞乃至糸球体足細胞であって、生体内の腎臓において血液を濾過するために重要な機能を発揮する。そして、生体の腎臓内で、ポドサイトは、多数の足が生えているような姿形になっていて、足同士が絡み合って生じた隙間にSlit Diaphragm Proteinと称される蛋白質が保持され、血液を濾過する際には、老廃物である尿毒素や不要な電解質等と生体内にとっては必要な血漿蛋白（アルブミン等）とを選別しながら濾過するサイズバリアとして機能する（尿毒素や電解質は血漿蛋白よりも分子サイズが小さい）。このサイズバリアが消失する疾患がネフローゼ症候群という多量の蛋白尿を呈するものである。

しかし、ポドサイトを従来の培養方法、例えば、一般的なシャーレ乃至ペトリ皿内において静止状態の液状乃至ゲル状の培地により培養すると、ポドサイトは、足が生えていない扁平な姿形となり、保持されるSlit Diaphragm Proteinも生体内の状態と大きく異なる。すなわち、従来の培養方法においては、ポドサイトを取り巻く環境が生体内とは大きく異なっている。

これに対し、ポドサイトを本実施の形態における細胞培養装置１で培養すると、細胞収容空間２３内に導入されたポドサイトは、矢印５５で示される下から上へ向けた培養液５３の流れの中で培養される。すなわち、細胞収容空間２３内のポドサイトには、下から上へ向けた培養液５３の流れの負荷がかかるようになっている。この負荷は生体内におけるポドサイトが血液濾過を行う際に受ける物理的負荷と同様である。

このように、本実施の形態において、細胞培養装置１は、本体部１１と、本体部１１に着脱可能に取り付けられる挿入部２０とを備え、本体部１１は、培養液５３を収容可能な下部空洞１３を含み、挿入部２０は、細胞を収容可能な細胞収容空間２３を含む細胞収容部２１と、細胞収容空間２３の下面を画定する膜部材２４であって培養液５３が透過可能な膜部材２４とを含み、本体部１１に挿入部２０が取り付けられると膜部材２４が下部空洞１３内に位置し、下部空洞１３に供給された培養液５３が細胞収容空間２３内に流入し、細胞収容空間２３内に収容された細胞が培養液５３の流れの中で培養可能になる。これにより、細胞を培養液５３の制御された流れの中で培養することができ、in vitroの培養でありながら、in vivo と同様の状態で細胞を培養することができる。

また、培養液５３は、下部空洞１３に接続された培養液ポンプユニット５１から下部空洞１３に供給される。したがって、培養液ポンプユニット５１を制御することにより、下部空洞１３に供給される培養液５３の流れを容易に、正確に制御することができる。

さらに、細胞収容空間２３内に収容された細胞は、培養液ポンプユニット５１によって制御された培養液５３の流れの負荷を受ける。したがって、in vivo と同様に、制御された培養液５３の流れの負荷を受けた状態で、細胞を培養することができる。

さらに、挿入部２０は、細胞収容部２１の上端に接続された上端部２２であって側面開口２２ａが形成された上端部２２を含み、細胞収容空間２３内に流入した培養液５３は側面開口２２ａから細胞収容空間２３外に流出する。したがって、細胞収容空間２３内に下から上へ向けた培養液５３の流れを安定的に発生させることができる。

さらに、上端部２２の上面は開放され、上面を通して細胞収容空間２３内の細胞へのアクセスが可能である。したがって、細胞収容空間２３内への細胞の導入、細胞収容空間２３からの細胞の取り出し、細胞収容空間２３内への細胞の観察等を容易に行うことができる。

さらに、本体部１１に挿入部２０が取り付けられると膜部材２４は下部空洞１３の上面より下方に位置する。そして、下部空洞１３の上面の一部分、具体的には、細胞収容部２１の周囲の部分は、培養液５３に含まれる気泡５６のトラップ５６ａである。したがって、気泡５６によって矢印５５で示される培養液５３の流れが阻害されることがなく、細胞収容空間２３への培養液５３の流れを安定的に発生させることができる。

さらに、本体部１１は、本体部１１の上面に開口するとともに下部空洞１３の上面に開口する上部空洞１２を含み、挿入部２０は上部空洞１２に挿入されて本体部１１に取り付けられる。したがって、挿入部２０を本体部１１に取り付けることができる。

さらに、本体部１１は外殻部材３１内に収容され、本体部１１の下面は外殻部材３１の底板３２の上面に接着されている。したがって、細胞収容空間２３内に収容された細胞のコンタミネーションの危険性がない。

次に、第２の実施の形態について説明する。なお、第１の実施の形態と同じ構造を有するものについては、同じ符号を付与することによってその説明を省略する。また、前記第１の実施の形態と同じ動作及び同じ効果についても、その説明を省略する。

図８は第２の実施の形態における細胞培養装置の平面図、図９は第２の実施の形態における実際に作製された細胞培養装置を示す第１の写真、図１０は第２の実施の形態における実際に作製された細胞培養装置を示す第２の写真である。なお、図８において、（ａ）は挿入部が２つの場合の図、（ｂ）は挿入部が４つの場合の図である。

前記第１の実施の形態においては、本体部１１に取り付けられた挿入部２０が単数である例についてのみ説明したが、実際にポドサイト等の細胞を培養する場合には、本体部１１には複数の挿入部２０が取り付けられることが望ましい。これにより、多量の細胞を同時に、同一の条件で培養することができる。

例えば、図８（ａ）に示されるように、２つの挿入部２０を本体部１１に着脱可能に取り付けることができる。この場合、インレットパイプ４１ａを通して供給された培養液５３が両方の挿入部２０の細胞収容空間２３に均等に流入するように、インレットパイプ４１ａが挿入されるインレット空洞１４ａに２本のインレット連絡空洞１５ａが接続されるとともに、前記インレット空洞１４ａの下部にトラップ５６ａが形成されることが望ましい。このように、インレットパイプ４１ａとの接続部であるインレット空洞１４ａにトラップ５６ａが配設されているので、気泡５６がトラップ５６ａに捕捉され、トラップ５６ａを通過した培養液５３は、両方のインレット連絡空洞１５ａに分岐され、両方の挿入部２０の細胞収容空間２３に均等に流入することが可能となる。なお、図９及び１０には、実際に作製された細胞培養装置１の写真が示されている。

また、例えば、図８（ｂ）に示されるように、４つの挿入部２０を本体部１１に着脱可能に取り付けることができる。この場合、インレットパイプ４１ａを通して供給された培養液５３がすべての挿入部２０の細胞収容空間２３に均等に流入するように、インレットパイプ４１ａが挿入されるインレット空洞１４ａに４本のインレット連絡空洞１５ａが接続されるとともに、前記インレット空洞１４ａの下部にトラップ５６ａが形成されることが望ましい。前記第１の実施の形態と同様に、インレットパイプ４１ａとの接続部であるインレット空洞１４ａにトラップ５６ａが配設されているので、気泡５６がトラップ５６ａに捕捉され、トラップ５６ａを通過した培養液５３は、４本のインレット連絡空洞１５ａに分岐され、すべての挿入部２０の細胞収容空間２３に均等に流入することが可能となる。また、外殻部材３１としては、例えば、直径約１０〔ｃｍ〕のものを使用することができる。

ここでは、説明の都合上、本体部１１に取り付けられる挿入部２０の数が２つ及び４つの場合についてのみ説明したが、前記挿入部２０の数は、それ以上であってもよく、また、偶数であっても奇数であってもよく、いくつであってもよい。

なお、その他の点の構成及び動作については、前記第１の実施の形態と同様であるので、その説明を省略する。

このように、本実施の形態においては、本体部１１には複数の挿入部２０が取り付けられる。したがって、多数の細胞を同時に培養することができ、細胞を効率良く培養することができる。また、インレットパイプ４１ａの接続部にトラップ５６ａが配設されているので、インレットパイプ４１ａからトラップ５６ａを通過した後に分岐された培養液５３が複数の挿入部２０の細胞収容空間２３内に均等に流入し、各細胞収容空間２３内に収容された細胞が均等な培養液５３の流れの中で培養可能になる。

次に、第３の実施の形態について説明する。なお、第１及び第２の実施の形態と同じ構造を有するものについては、同じ符号を付与することによってその説明を省略する。また、前記第１及び第２の実施の形態と同じ動作及び同じ効果についても、その説明を省略する。

図１１は第３の実施の形態における細胞培養装置の側面図、図１２は第３の実施の形態における実際に作製された細胞培養装置を示す写真、図１３は第３の実施の形態における細胞培養装置の使用方法を示す側面図、図１４は第３の実施の形態における細胞培養装置内に付与される圧力の例を示す図である。

前記第１及び第２の実施の形態においては、従量式マイクロシリンジポンプである培養液ポンプユニット５１による従量式送液によって制御された培養液５３の流れの負荷、すなわち、従量式濾過流負荷が挿入部２０の細胞収容空間２３内の細胞にかかる例について説明したが、本実施の形態においては、圧力制御された培養液５３の流れの負荷、すなわち、従圧式濾過流負荷が挿入部２０の細胞収容空間２３内の細胞にかかる例について説明する。

図に示されるように、本実施の形態における本体部１１は、上部空洞１２と、該上部空洞１２の下端に連通するように形成された液収容空洞としての下部空洞１３と、該下部空洞１３の一側（図１１における右側）下端に連通するように形成されたインレット連絡空洞１５ａとを備える。

前記上部空洞１２は、前記第１の実施の形態と同様に、中心軸が上下方向に延在する概略円筒状の空間であって、上端が本体部１１の上面に開口し、挿入部２０の細胞収容部２１が前記上端から挿入される。そして、前記上部空洞１２は、その内面が挿入された細胞収容部２１の外周面に液密に密着する程度の大きさに形成されている。また、前記下部空洞１３は、中心軸が上下方向に延在する上部空洞１２より大径の概略円筒状の空間であって、その上端は上部空洞１２との境界に位置する環状の上面１３ａによって画定され、その下端は円板状の下面１３ｂによって画定されている。前記上部空洞１２の直径は、例えば、６．５〔ｍｍ〕であり、前記下部空洞１３の直径は、例えば、１９．０〔ｍｍ〕であり、前記下部空洞１３の高さは、例えば、９．０〔ｍｍ〕である。

そして、前記下部空洞１３の上面１３ａには、吸気孔１７ａ及び排気孔１７ｂが接続されている。該吸気孔１７ａ及び排気孔１７ｂは、前記下部空洞１３の上面１３ａ及び本体部１１の上面に開口する上下方向に延在する貫通孔であり、下部空洞１３の内部と本体部１１の外部とを連通する。そして、前記吸気孔１７ａ及び排気孔１７ｂの上端には、吸気接続部材４３ａ及び排気接続部材４３ｂを介して、吸気パイプ４２ａ及び排気パイプ４２ｂが気密に接続されている。

また、前記インレット連絡空洞１５ａは、下部空洞１３に接続されるように形成された通路であって、下部空洞１３の側面下端から外方に向けて延出し、本体部１１の側面に開口する。そして、前記インレット連絡空洞１５ａの遠位端（図１１における右側端）には、インレットパイプ４１ａの一端が液密に接続されている。

なお、図１２には、実際に作製された本実施の形態における細胞培養装置１の写真が示されている。

図１３に示されるように、インレットパイプ４１ａの他端には、前記第１の実施の形態と同様に、培養液供給装置としての培養液ポンプユニット５１の吐出口が接続され、培養液５３が培養液ポンプユニット５１から本体部１１の下部空洞１３内に供給される。

また、吸気パイプ４２ａの他端には、加圧空気供給装置としての加圧装置６１が接続されている。該加圧装置６１は、設定された圧力の空気を送出する装置であって、図示されないパーソナルコンピュータ等の制御装置からの指令に従って動作を行い、設定された圧力の空気を、前記吸気パイプ４２ａを介して、本体部１１の下部空洞１３内に供給する。なお、前記吸気パイプ４２ａの途中にはフィルタ６２が配設され、該フィルタ６２によって、加圧装置６１から送出された空気は濾過される。そして、濾過された空気は、図１１における矢印６６で示されるように、吸気パイプ４２ａ及び吸気孔１７ａを通って、下部空洞１３内に供給される。これにより、図１１における矢印６５で示されるように、下部空洞１３内における挿入部２０の周囲の培養液５３の表面である気液界面５３ａに設定された圧力が付与される。

すると、図１１において矢印５５で示されるような膜部材２４を通過して挿入部２０の細胞収容部２１の細胞収容空間２３内に進入する培養液５３の流れは、加圧装置６１を制御して設定された空気の圧力、すなわち、設定圧力に依存した流れとなる。つまり、加圧装置６１を制御して下部空洞１３内における培養液５３の圧力を制御することによって、細胞収容空間２３内に進入する培養液５３の流れを制御することができる。

また、排気パイプ４２ｂの他端には圧力センサ６３が接続され、図１１における矢印６７で示されるように、排気孔１７ｂ及び排気パイプ４２ｂを通って、下部空洞１３内の空気の圧力が、前記圧力センサ６３によって検出される。つまり、気液界面５３ａに付与される圧力の値が圧力センサ６３によって検出される。該圧力センサ６３として、例えば、ハネウエル社（Honeywell International, Inc. ）が販売する商品名「TruStability」という製品を使用することができる。なお、前記圧力センサ６３が出力した検出値のアナログ信号は、ＡＤ変換器６４によってデジタル変換された後に、パーソナルコンピュータに送信され、Logger soft によって記録される。このように、気液界面５３ａに付与される圧力を圧力センサ６３によってモニタすることにより、挿入部２０の細胞収容空間２３内の細胞にかかる培養液５３の流れの負荷、すなわち、濾過流負荷の強弱を気液界面５３ａに付与される圧力によって正確に評価することができる。

さらに、前記制御装置にインストールされている加圧装置６１の動作制御用プログラムに含まれる加圧プログラムの設定によって、高低２つの空気圧を連続的かつ交互に気液界面５３ａに付与することが可能である。これにより、例えば、気液界面５３ａに付与される圧力を、図１４に示されるように、周期的に変動する脈動的圧力とすることも可能である。このような脈動的圧力を気液界面５３ａに付与することによって、挿入部２０の細胞収容空間２３内に収容された細胞にかかる培養液５３の流れに、生体の血管内圧を模した脈動的圧力を発生させることができる。なお、図１４に示される例は、実際に作製された本実施の形態における細胞培養装置１の気液界面５３ａに脈動的圧力を付与した際に、圧力センサ６３によって検出された下部空洞１３内の空気の圧力の実測値である。

さらに、下部空洞１３の直径を、例えば、１９．０〔ｍｍ〕として、挿入部２０の細胞収容部２１及び上部空洞１２の直径（例えば、６．５〔ｍｍ〕）よりも十分に大きく設定しているので、下部空洞１３内に培養液５３が収容された状態で、本体部１１の姿勢を水平から一時的に傾斜させた後に水平に戻した後であっても、下部空洞１３内における挿入部２０の周囲の培養液５３の気液界面５３ａが水平に維持される。これは、細胞収容部２１の外周面と下部空洞１３の内周面との間隔が十分に大きいので、細胞収容部２１の外周面及び下部空洞１３の内周面における界面張力が気液界面５３ａに及ぼす影響が小さく、毛細管現象が発現しないからと、考えられる。仮に、下部空洞１３の直径と細胞収容部２１及び上部空洞１２の直径との差をより小さく設定すると、下部空洞１３内に培養液５３が収容された状態で、本体部１１の姿勢を水平から一時的に傾斜させた後に水平に戻した場合、下部空洞１３内における挿入部２０の周囲の培養液５３の気液界面５３ａは、水平に復帰せずに、傾斜してしまう。

なお、その他の点の構成及び動作については、前記第１及び第２の実施の形態と同様であるので、その説明を省略する。

このように、本実施の形態においては、細胞培養装置１は、本体部１１と、本体部１１に着脱可能に取り付けられる挿入部２０とを備え、本体部１１は、培養液５３を収容可能な下部空洞１３と、下部空洞１３に連通する吸気孔１７ａとを含み、挿入部２０は、細胞を収容可能な細胞収容空間２３を含む細胞収容部２１と、細胞収容空間２３の下面を画定する膜部材２４であって培養液５３が透過可能な膜部材２４とを含み、本体部１１に挿入部２０が取り付けられると膜部材２４が下部空洞１３内に位置し、下部空洞１３内に供給された培養液５３の挿入部２０の周囲の気液界面５３ａに吸気孔１７ａから流入した空気の圧力が付与されると、培養液５３が細胞収容空間２３内に流入し、細胞収容空間２３内に収容された細胞が圧力に依存した培養液５３の流れの中で培養可能になる。これにより、細胞を培養液５３の圧力制御された流れの中で培養することができ、in vitroの培養でありながら、in vivo と同様の状態で細胞を培養することができる。

また、培養液５３は、下部空洞１３に接続された培養液ポンプユニット５１から下部空洞１３に供給され、空気は、吸気孔１７ａに接続された加圧装置６１から下部空洞１３に流入する。したがって、加圧装置６１を制御することによって、培養液５３の気液界面５３ａに付与される圧力を制御して、細胞収容空間２３内に進入する培養液５３の流れを容易に、正確に制御することができる。

さらに、細胞収容空間２３内に収容された細胞は、加圧装置６１によって圧力制御された培養液５３の流れの負荷を受ける。したがって、in vivo と同様に、圧力制御された培養液５３の流れの負荷を受けた状態で、細胞を培養することができる。

さらに、培養液５３の気液界面５３ａに付与される圧力は定常圧又は脈動的圧力である。これにより、細胞収容空間２３内に収容された細胞にかかる培養液５３の流れに、生体の血管内圧を模した脈動的圧力を発生させることができる。

さらに、本体部１１は下部空洞１３に連通する排気孔１７ｂを含み、下部空洞１３内の空気の圧力は、排気孔１７ｂに接続された圧力センサ６３によって検出可能である。これにより、培養液５３の気液界面５３ａに付与される圧力をリアルタイムで検出してモニタすることができ、細胞にかかる培養液５３の負荷をより正確に評価することができる。

さらに、本体部１１に挿入部２０が取り付けられると、膜部材２４は下部空洞１３内に供給された培養液５３の挿入部２０の周囲の気液界面５３ａより下方に位置する。したがって、培養液５３に含まれる気泡５６が気液界面５３ａの上方の空間にトラップされるので、気泡５６によって矢印５５で示される培養液５３の流れが阻害されることがなく、細胞収容空間２３への培養液５３の流れを安定的に発生させることができる。

さらに、挿入部２０の周囲の気液界面５３ａは、本体部１１の姿勢を水平から一時的に傾斜させた後に水平に戻した後にも、水平に維持される。

次に、第４の実施の形態について説明する。なお、第１〜第３の実施の形態と同じ構造を有するものについては、同じ符号を付与することによってその説明を省略する。また、前記第１〜第３の実施の形態と同じ動作及び同じ効果についても、その説明を省略する。

図１５は第４の実施の形態における実際に作製された細胞培養装置を示す写真である。

前記第３の実施の形態においては、培養液ポンプユニット５１及び加圧装置６１に接続された本体部１１が単数である例についてのみ説明したが、実際にポドサイト等の細胞を培養する場合には、培養液ポンプユニット５１及び加圧装置６１に複数の本体部１１が接続されることが望ましい。なお、各本体部１１には、挿入部２０が１つずつ取り付けられる。これにより、多量の細胞を同時に、同一の条件で培養することができる。

例えば、図１５に示されるように、吸気パイプ４２ａを途中で分岐させることによって、挿入部２０が１つずつ取り付けられた４つの本体部１１を加圧装置６１に並列に接続することができる。

なお、図１５に示される例では、一番上に位置する本体部１１のみが排気パイプ４２ｂを介して圧力センサ６３に接続され、他の３つの本体部１１は圧力センサ６３に接続されていない。これは、加圧装置６１に並列に接続された４つの本体部１１の下部空洞１３は、吸気パイプ４２ａを通じて１つの閉鎖空間を形成しているので、４つの本体部１１の下部空洞１３内の圧力がすべて同じ値になるからである。したがって、任意の１つの本体部１１の下部空洞１３内の圧力を測定すればよい。

なお、その他の点の構成及び動作については、前記第１〜第３の実施の形態と同様であるので、その説明を省略する。

このように、本実施の形態において、複数の本体部１１の吸気孔１７ａは、それぞれ、加圧装置６１に並列に接続されている。したがって、複数の本体部１１における培養液５３の圧力制御を同時に行うことができ、多数の細胞を、同様の負荷をかけた状態で、同時に培養することができ、細胞を効率良く培養することができる。

前記第１〜第４の実施の形態における開示は、創薬におけるドラッグスクリーニングに適用することができる。例えば、ポドサイトは、腎臓病学研究分野のネフローゼ疾患の標的組織重要構成要素として重要であるが、従来のin vitro での培養では、最も注目されている生体内形質（Slit Diaphragm蛋白の発現減弱・不適切な分布）が生体内細胞骨格（一次足突起による立位ポジション・細胞体の原尿腔への浮遊、一次足突起に続く細いスクラム構造を取る二次足突起）とともに失われていることが問題となり、研究を阻んでいた。その中で、ポドサイトが生体内環境で曝されている基底膜側から頂端側への濾過流負荷が重要な分化促進因子となり、先の生体内形質の発現に深く関わっているのではないかと考えられる。また、従来のネフローゼ疾患の創薬研究分野では、動物実験及びヒトへの臨床実験という莫大な費用及び時間を要し、倫理的問題も含むシステムが主であって、研究進歩を阻んでいた。

しかし、前記第１〜第４の実施の形態における開示によって、ポドサイトがin vitro で生体内形質を発現することができるようになれば、ヒト培養のポドサイトを用いた新たなドラッグスクリーニングが可能となる。

なお、本明細書の開示は、好適で例示的な実施の形態に関する特徴を述べたものである。ここに添付された特許請求の範囲内及びその趣旨内における種々の他の実施の形態、修正及び変形は、当業者であれば、本明細書の開示を総覧することにより、当然に考え付くことである。

本発明は、細胞培養装置に適用することができる。

１ 細胞培養装置
１１ 本体部
１２ 上部空洞
１３ 下部空洞
１４ａ インレット空洞
１７ａ 吸気孔
１７ｂ 排気孔
２０ 挿入部
２１ 細胞収容部
２２ 上端部
２２ａ 側面開口
２３ 細胞収容空間
２４ 膜部材
３１ 外殻部材
３２ 底板
４１ａ インレットパイプ
５１ 培養液ポンプユニット
５３ 培養液
５３ａ 気液界面
５６ 気泡
５６ａ トラップ
６１ 加圧装置
６３ 圧力センサ

Claims (11)

1. 本体部と、該本体部に着脱可能に取り付けられる挿入部とを備え、
   前記本体部は、培養液を収容可能な液収容空洞と、前記本体部の上面に開口するとともに前記液収容空洞の上面に開口する上部空洞とを含み、
   前記挿入部は、上面が開放され、細胞を収容し、前記上面を通して前記細胞へのアクセスが可能な細胞収容空間を含む細胞収容部と、前記細胞収容空間の下面を画定する膜部材であって培養液が透過可能な膜部材とを含み、
   前記挿入部が、前記上部空洞に挿入されて、前記本体部に取り付けられると、前記膜部材が液収容空洞内に位置し、該液収容空洞に供給された培養液が前記細胞収容空間内に流入し、該細胞収容空間内に収容された細胞が培養液の流れの中で非気密状態で培養可能になることを特徴とする細胞培養装置。
2. 前記培養液は、前記液収容空洞に接続された培養液供給装置から前記液収容空洞に供給され、前記細胞収容空間内に収容された細胞は、前記培養液供給装置によって制御された培養液の流れの負荷を受ける請求項１に記載の細胞培養装置。
3. 本体部と、該本体部に着脱可能に取り付けられる複数の挿入部とを備え、
   前記本体部は、培養液を収容可能な液収容空洞と、前記本体部の上面に開口するとともに前記液収容空洞の上面に開口する上部空洞と、培養液を導入するインレットパイプとの接続部に配設されたトラップであって培養液に含まれる気泡のトラップとを含み、
   各挿入部は、上面が開放され、細胞を収容し、前記上面を通して前記細胞へのアクセスが可能な細胞収容空間を含む細胞収容部と、前記細胞収容空間の下面を画定する膜部材であって培養液が透過可能な膜部材とを含み、
   前記挿入部が、前記上部空洞に挿入されて、前記本体部に取り付けられると、前記膜部材が液収容空洞内に位置し、
   前記インレットパイプからトラップを通過した後に分岐された培養液が複数の挿入部の細胞収容空間内に均等に流入し、各細胞収容空間内に収容された細胞が均等な培養液の流れの中で非気密状態で培養可能になることを特徴とする細胞培養装置。
4. 本体部と、該本体部に着脱可能に取り付けられる挿入部とを備え、
   前記本体部は、培養液を収容可能な液収容空洞と、前記本体部の上面に開口するとともに前記液収容空洞の上面に開口する上部空洞と、前記液収容空洞に連通する吸気孔とを含み、
   前記挿入部は、上面が開放され、細胞を収容し、前記上面を通して前記細胞へのアクセスが可能な細胞収容空間を含む細胞収容部と、前記細胞収容空間の下面を画定する膜部材であって培養液が透過可能な膜部材とを含み、
   前記挿入部が、前記上部空洞に挿入されて、前記本体部に取り付けられると、前記膜部材が液収容空洞内に位置し、該液収容空洞内に供給された培養液の前記挿入部の周囲の気液界面に前記吸気孔から流入した空気の圧力が付与されると、前記培養液が前記細胞収容空間内に流入し、該細胞収容空間内に収容された細胞が前記圧力に依存した培養液の流れの中で非気密状態で培養可能になることを特徴とする細胞培養装置。
5. 前記培養液は、前記液収容空洞に接続された培養液供給装置から前記液収容空洞に供給され、前記空気は、前記吸気孔に接続された加圧空気供給装置から前記液収容空洞に流入し、前記細胞収容空間内に収容された細胞は、前記加圧空気供給装置によって圧力制御された培養液の流れの負荷を受ける請求項４に記載の細胞培養装置。
6. 前記圧力は定常圧又は脈動的圧力である請求項５に記載の細胞培養装置。
7. 前記本体部は前記液収容空洞に連通する排気孔を含み、前記圧力は、前記排気孔に接続された圧力センサによって検出可能である請求項５又は６に記載の細胞培養装置。
8. 前記圧力センサが検出した圧力を記録する請求項７に記載の細胞培養装置。
9. 複数の本体部の吸気孔は、それぞれ、前記加圧空気供給装置に並列に接続されている請求項５〜８のいずれか１項に記載の細胞培養装置。
10. 前記本体部に挿入部が取り付けられると、前記膜部材は前記液収容空洞内に供給された培養液の前記挿入部の周囲の気液界面より下方に位置する請求項４〜９のいずれか１項に記載の細胞培養装置。
11. 前記挿入部の周囲の気液界面は、前記本体部の姿勢を水平から一時的に傾斜させた後に水平に戻した後にも、水平に維持される請求項１０に記載の細胞培養装置。

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