WO2006132116A1

WO2006132116A1 - 細胞電気生理測定デバイスおよびその製造方法

Info

Publication number: WO2006132116A1
Application number: PCT/JP2006/310846
Authority: WO
Inventors: Masaya Nakatani; Takashi Yoshida; Masatoshi Kojima
Original assignee: Matsushita Electric Industrial Co., Ltd.
Priority date: 2005-06-07
Filing date: 2006-05-31
Publication date: 2006-12-14
Also published as: US8318477B2; EP1767929A4; EP1767929A1; JPWO2006132116A1; JP4748212B2; JP4254862B2; CN101031793B; US20090047731A1; CN101031793A; JP2009103705A; EP1767929B1

Abstract

　細胞電気生理測定デバイス（１）は、薄板（７）と枠体（６）とを有し、薄板は、第一面（３ａ）と第二面とを有し、第一面（３ａ）の側に開口する窪み部（８）と第二面の側に開口する貫通孔（９）とが形成され、枠体（６）は第二面の側の薄板（７）の薄板外周部（４ｂ）に当接され、さらに、薄板（７）は、第一面（３ａ）の側が第一の材料層（３）によって構成され、第二面の側が第二の材料層（４）によって構成された、少なくとも二層の積層構造を有し、枠体（６）が第三の材料層（５）から構成される。このような構成を有することによって、薄板（７）のワレなどの破損が起こりにくく、生産性に優れた細胞電気生理測定デバイス（１）が得られる。

Description

明細書

細胞電気生理測定デバイスおよびその製造方法

技術分野

[0001] 本発明は細胞が活動する際において、細胞の内外における電位、あるいは細胞の活動によって発生する物理ィ匕学的変化を測定するために用いられる細胞電気生理測定デバイスおよびその製造方法であり、例えば化学物質によって細胞が発する反応を検出する薬品スクリーニングなどに用いられる。

背景技術

[0002] 従来、細胞の電気生理的な活動によって生じる電気生理現象、例えば細胞の内外における電位 (細胞電位と呼ぶ）を測定する方法としては、以下のような方法がある。

[0003] 従来の細胞電気生理測定デバイスとしては、細胞の保持手段を有する基板および保持手段に設けられた電極によって細胞電位を測定する方法が知られている。この細胞電気生理測定デバイスでは、細胞の保持手段によって細胞が捕捉され、捕捉された細胞によって領域が隔てられる。隔てられた 2つの領域の間で電位差が発生する。発生した電位差を測定することにより、細胞電位の変化が観測される。このような細胞電気生理測定デバイスは、たとえば、国際公開第 02Z055653号パンフレットなどに開示されている。

[0004] 図 19は、従来の細胞電気生理測定デバイスの断面図である。細胞電気生理測定デバイス 130 (以下、デバイス 130と呼ぶ）は、ゥエル 120の内部に測定液 121Aが入れられている。細胞 122は、基板 123に設けられた細胞保持部 131 (以下、保持部 131と呼ぶ）によって捕捉されて保持されている。保持部 131は、基板 123に形成された窪み 124と、開口部 125と、開口部 125を介して窪み 124に連結された貫通孔 1 26とにより構成されている。

[0005] このように構成されたデバイス 130は、細胞 122によって領域が 2つに隔てられて、測定液 121Aと測定液 121Bとが形成される。また、測定液 121Aには参照電極 127 が配置され、測定液 121Bには測定電極 128が配置されている。測定電極 128は配線を経て貫通孔 122の内部にある測定液 121Bの電位を出力する。 [0006] デバイス 130を用いて細胞の内外の電位を測定するとき、細胞 122は貫通孔 126 側から吸引ポンプ（図示せず)などを用いて吸引される。このことにより、窪み 124の開口部に密着して保持される。このことによって、細胞 122が活動したときに発生する電気信号が測定電極 128によって検出される。

発明の開示

[0007] 本発明は、細胞電気生理現象を高精度に測定するために、非常に薄い基板を用 V、る細胞電気生理測定デバイスにお、て、基板の破損の少な、細胞電気生理測定デバイスを提供することを目的としてヽる。

[0008] 本発明の細胞電気生理測定デバイスは、薄板と枠体とを含み、薄板は、第一面と第二面とを有し、第一面の側に開口する窪み部と第二面の側に開口する貫通孔とが形成され、枠体は第二面の側の薄板の薄板外周部に当接され、さらに、薄板は、第一面の側が第一の材料層によって構成され、第二面の側が第二の材料層によって構成された少なくとも二層の積層構造を有し、枠体が第三の材料層から構成される。このような構成を有することによって、薄板のヮレなどの破損が起こりにくぐ生産性に優れた細胞電気生理測定デバイスが得られる。

[0009] また、本発明の細胞電気生理測定デバイスの製造方法は、第一面と第二面とを有する薄板と、薄板の第一面側に開口する窪み部と、薄板の第二面側に開口する貫通孔と、薄板の第二面側に当接された枠体と、を含み、細胞の電気生理活動を測定するための細胞電気生理測定デバイスの製造方法であって、第一の材料層と、第二の材料層と、第三の材料層とが積層されて構成された基板を準備する基板準備ステツプと、基板の第一の材料層の側に、第一レジスト膜開口部を有する第一のエッチングレジスト膜を形成する第一レジスト膜形成ステップと、第一レジスト膜開口部カゝら第一のエッチングガスを導入して第一の材料層の内部に窪み部を形成する窪み部形成ステツプと、第一レジスト膜開口部力も第二のエッチングガスと第三のエッチングガスとを導入して第一の材料層の内部に第一の孔を形成する第一の貫通孔形成ステップと、第一のエッチングレジスト膜を除去する第一レジスト膜除去ステップと、第四のェツチングガスを導入して第二の材料層の内部に第二の孔を形成する第二の貫通孔形成ステップと、基板の第三の材料層の側に、第二レジスト膜開口部を有する第二のエッチングレジスト膜を形成する第二レジスト膜形成ステップと、第二レジスト膜開口部から第二のエッチングガスと第三のエッチングガスとを導入して枠体を形成する枠体形成ステップと、を有し、この方法によって、薄板のヮレなどの破損が起こりにくく、生産性に優れた細胞電気生理測定デバイスが得られる。

図面の簡単な説明

[図 1]図 1は本発明の実施の形態 1における細胞電気生理測定デバイスの斜視図である。

[図 2]図 2は図 1に示す細胞電気生理測定デバイスの断面図である。

[図 3]図 3は図 1に示す細胞電気生理測定デバイスの要部拡大断面図である。

[図 4]図 4は図 1に示す細胞電気生理測定デバイスを用いた細胞電位測定装置の模式断面図である。

[図 5]図 5は図 4に示す細胞電位測定装置の要部拡大断面図である。

[図 6]図 6は図 1に示す細胞電気生理測定デバイスを用いた別の態様の細胞電位測定装置の模式断面図である。

[図 7A]図 7Aは図 1に示す細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

[図 7B]図 7Bは図 1に示す細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

[図 7C]図 7Cは図 1に示す細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

[図 7D]図 7Dは図 1に示す細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

[図 7E]図 7Eは図 1に示す細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

[図 7F]図 7Fは図 1に示す細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

[図 7G]図 7Gは図 1に示す細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。圆 7H]図 7Hは図 1に示す細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

圆 71]図 71は図 1に示す細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

圆 7J]図 7Jは図 1に示す細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

圆 7K]図 7Kは図 1に示す細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

圆 8A]図 8Aは本発明の実施の形態 1における別の態様の細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

圆 8B]図 8Bは本発明の実施の形態 1における別の態様の細胞電気生理測定デバィスの製造方法を説明するための断面図である。

圆 8C]図 8Cは本発明の実施の形態 1における別の態様の細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

圆 9A]図 9Aは本発明の実施の形態 1における別の態様の細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

圆 9B]図 9Bは本発明の実施の形態 1における別の態様の細胞電気生理測定デバィスの製造方法を説明するための断面図である。

圆 9C]図 9Cは本発明の実施の形態 1における別の態様の細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

圆 10]図 10は本発明の実施の形態 2における細胞電気生理測定デバイスの要部拡大断面図である。

圆 11A]図 11Aは図 10に示す細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

圆 11B]図 11Bは図 10に示す細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

圆 11C]図 11Cは図 10に示す細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。圆 11D]図 11Dは図 10に示す細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

圆 11E]図 11Eは図 10に示す細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

圆 11F]図 11Fは図 10に示す細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

圆 11G]図 11Gは図 10に示す細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

圆 11H]図 11Hは図 10に示す細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

圆 12A]図 12Aは本発明の実施の形態 2における別の態様の細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

圆 12B]図 12Bは本発明の実施の形態 2における別の態様の細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

圆 12C]図 12Cは本発明の実施の形態 2における別の態様の細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

圆 13]図 13は本発明の実施の形態 3における細胞電気生理測定デバイスの要部拡大断面図である。

圆 14]図 14は本発明の実施の形態 3における別の態様の細胞電気生理測定デバィスの要部拡大断面図である。

圆 15]図 15は本発明の実施の形態 3における別の態様の細胞電気生理測定デバィスの要部拡大断面図である。

圆 16]図 16は本発明の実施の形態 4における細胞電気生理測定デバイスの要部拡大平面図である。

圆 17]図 17は本発明の実施の形態 4における別の態様の細胞電気生理測定デバィスの要部拡大平面図である。

圆 18]図 18は本発明の実施の形態 4における別の態様の細胞電気生理測定デバィスの要部拡大平面図である。 [図 19]図 19は従来の細胞電気生理測定デバイスの模式断面図である。

符号の説明

1, la, lb, lc, Id, le, If, lg, lh, lj, lk, lm, In, lp 細胞電気生理測定デバイス

2 基板

3 第一の材料層

3a 一面

3b 上部外周端部

4 第二の材料層

4a 弟二面

4b 薄板外周部

5 第三の材料層

6 枠体

6a 枠体外周部

6b 内壁

6c 外周端部

6d 内壁端部

6e 下部端部

6f 上部端部

7 薄板

8 窪み部

8a 第一の開口部

8b 底部

9 貫通孔

9a 第一の孔

9b 第二の孔

9c 第二の開口部

9d 第三の開口部 9f 保護膜

9g, 9h 端部

9j 保護層

10 容器

10a 容器上部

10b 容器下部

11 仕切り部

12 穴

13 参照電極

14 測定電極

15a, 15b 測定液

16 細胞

17 第一のエッチングレジスト膜

17a 第一レジスト開口部

18 第二のエッチングレジスト膜

18a 第二レジスト開口部

21 , 21a 細胞電位測定装置

22 突起部

23 凹部

発明を実施するための最良の形態

[0012] (実施の形態 1)

以下、実施の形態 1における細胞電気生理測定デバイスおよびその製造方法について、図面を用いて説明する。

[0013] 図 1は実施の形態 1による細胞電気生理測定デバイスの斜視図である。図 2は、図

1に示した細胞電気生理測定デバイスの断面図である。また、図 3は図 1に示した細胞電気生理測定デバイスの要部拡大断面図である。また、図 4は細胞電位測定装置の模式断面図である。 [0014] 図 1〜図 3において、実施の形態 1における細胞電気生理測定デバイス 1 (以下、デバイス 1と呼ぶ）の構成は、少なくとも二層の異なる材料によって積層された薄板 7を用いることが特徴である。薄板 7の第一面 3aの側が珪素力もなる第一の材料層 3 (以下、層 3と呼ぶ）によって構成され、薄板 7の第二面 4aの側が二酸ィ匕珪素力なる第二の材料層 4 (以下、層 4と呼ぶ）によって構成されている。さら〖こ、第二面 4aの側の外周部である薄板外周部 4b (以下、外周部 4bと呼ぶ）の周辺には、珪素からなる第三の材料層 5 (以下、層 5と呼ぶ）によって構成された枠体 6が当接されている。なお、第二面 4aは平らな面である。

[0015] そして、薄板 7の内部には、層 3の少なくとも一力所に、第一面 3aの側に第一の開口部 8a (以下、開口部 8aと呼ぶ）を有する窪み部 8が形成されている。さらに、窪み部 8に貫通接続するように、第二面 4aの側に第三の開口部 9d (以下、開口部 9dと呼ぶ）を有するように、層 3と層 4とにまたがった貫通孔 9が形成されている。つまり、貫通孔 9が第二の開口部 9c (以下、開口部 9cと呼ぶ）と開口部 9dとを有するように、窪み部 8の下部に形成されている。

[0016] さらに、図 2に示すように、層 3の上部外周端部 3b (以下、端部 3bと呼ぶ）には、丸め形状部 3cが形成されて、る。

[0017] 次に、細胞が活動する際に発する電気生理活動を、デバイス 1を用いて測定する方法について簡単に説明する。図 4は、図 1に示す細胞電気生理測定デバイスが測定装置にセットされた際の測定装置の模式断面図を示す。

[0018] 図 4に示すように、デバイス 1が、仕切り部 11の内部に取り付けられている。仕切り部 11は、プラスチックなどの絶縁体力もなる容器 10の内部に設けられている。仕切り部 11の内部には穴 12が設けられて、る。デバイス 1が穴 12の内側に層 3が上面になるようにして隙間無く配置されている。このことによって、容器 10の内部の空間が、仕切り部 11を境にして 2つの領域に仕切られている。そして、仕切り部 11によって仕切られた、容器 10の上下の領域内に測定液 15a (以下、液 15aと呼ぶ）と測定液 15b (以下、液 15bと呼ぶ）とがそれぞれ貯留されている。さらに、容器 10の容器上部 10a (以下、上部 10aと呼ぶ）において、銀'塩ィ匕銀電極などで構成された参照電極 13 ( 以下、電極 13と呼ぶ）が液 15a中に配置されている。容器 10の容器下部 10b (以下、下部 10bと呼ぶ）において、銀 ·塩ィ匕銀電極などで構成された測定電極 14 (以下、電極 14と呼ぶ）が液 15b中に配置されている。なお、電極 13と電極 14とがそれぞれ入れ替わつていても良い。以上のようにして、細胞電位測定装置 21 (以下、装置 21と呼ぶ）が構成されている。

[0019] 次に、装置 21が準備された状態で、測定対象である細胞 16が上部 10a側から容器 10に投入される。細胞 16が容器 10に投入された後、上部 10aに比べて下部 10b が低圧になるように、吸引ポンプ（図示せず)などを用いて、仕切り部 11の上下間に所定の圧力差が発生させられる。このことによって、図 5に示すように、細胞 16は、開口部 9cに引き寄せられて保持される。そして、この圧力差が維持されていると、開口部 9cに対する、細胞 16の密着性が十分に確保されることとなり、液 15aと液 15bとの間で電気的抵抗値を持つようになる。さらに、薬品などの化学化合物などの刺激が細胞 16に加えられると、細胞 16は電気生理的応答を示す。この結果、電極 13と電極 14との間に、たとえば、電圧、電流などの電気的応答または電気的変化などが観測される。

[0020] なお、装置 21を用いた測定の測定方法の説明において、層 3が上面側に配置されたデバイス 1を用いた測定の例について説明した。し力しながら、図 6に示すように、層 3が下面側に配置されたデバイス 1を用いた測定も可能である。なお、層 3がデバイス 1の下面側に配置された場合、開口部 9dに細胞 16が密着することになる。細胞 1 6が、第二面 4aに形成された穴である開口部 9dに密着する方力測定上、都合の良い場合などに用いることができる。どちらを使用するかは細胞 16の性質によって適宜決めることが好ましい。

[0021] また、実施の形態 1におけるデバイス 1に形成された窪み部 8と貫通孔 9との直径および長さは、細胞 16の種類によって、適宜設計変更されることが好ましい。そして、窪み部 8の直径は 10〜50 μ mが好ましぐより好ましくは 30〜40 μ mである。また、貫通孔 9の直径は 1〜5 μ mが好ましぐより好ましくは 1〜3 μ mである。さらに、貫通孔 9の長さは 1〜10 /ζ πιが好ましぐより好ましくは 1〜5 /ζ πιである。また、層 3と層 4との厚みは、窪み部 8と貫通孔 9との形状によって変更されるべきである。しかしながら、層 3の厚みが層 4の厚みより厚いことが、デバイス 1の機械的な強度の観点力好ましい。そして、層 3の厚みは 5〜30 /ζ πιが好ましぐ層 4の厚みは 0. 5〜3 /ζ πιが好ましい。

[0022] 貫通孔と窪み部とが、珪素のみで構成された基板に設けられてヽる場合、細胞電気生理測定デバイスの機械的強度が低ぐ細胞電気生理測定デバイスが壊れやすい。そして。細胞電気生理測定デバイスの製造途中に細胞電気生理測定デバイスの破壊が起こりやすい。また、細胞吸引時の、吸引ポンプなどによる吸引圧力の印加に伴って、細胞電気生理測定デバイスの破壊が起こりやす!/ヽ。

[0023] し力しながら、デバイス 1は、薄板 7が、珪素などによる層 3と二酸ィ匕珪素などによる層 4とを有する二層以上の積層構造を有する。このこと〖こよって、強い機械的な強度を有する細胞電気生理測定デバイス構造が実現される。さらに、加工性が低下することなぐ生産歩留りが向上する。したがって、機械的な強度と生産性との両立が容易に行われるデバイス 1が得られる。

[0024] また、層 3の厚みが層 4の厚みよりも厚い構造である。このことによって、窪み部 8の形状が任意の形状に設計可能となる。この結果、吸引などの手段によって細胞 16を保持しやすくなるように、窪み部 8を任意の形状に設計できるなどの効果が発揮される。

[0025] さらに、貫通孔 9が、層 3と層 4とにまたがって形成されている。このことによって、窪み部 8の底部 8bに形成される、貫通孔 9周囲の厚みの最も薄い箇所においても積層構造が維持される。この結果、デバイス 1の強度が保たれ、壊れにくいデバイス 1が実現される。

[0026] また、図 1または図 2に示すように、薄板 7の外周部 4bの大きさが枠体 6の外周部である枠体外周部 6a (以下、外周部 6aと呼ぶ)よりも小さくなるように構成されている。このような構成によって、枠体 6に比べて機械的強度の低い薄板 7において、薄板 7の一部が枠体 6の外側にはみ出すことが無い。このことによって、外周部 4bにおける欠け不良が少なくなる。

[0027] また、端部 3bに丸め形状部 3cが形成されている。このこと〖こよって、薄板 7の端部 3 bに欠けなどの損傷が起こりにくい構造となる。このことは、デバイス 1の製造過程において発生しやすい、デバイス 1の欠けなどによるゴミまたは異物の発生が極力減らされる。これら異物の発生防止に効果的である。

[0028] そして、層 3が珪素を用いて形成され、層 4が二酸ィ匕珪素を用いて形成されている。

このことによって、薄板 7と枠体 6との構造が高精度にカ卩ェされる。さらに、生産性の高いデバイス 1の製造方法が実現される。

[0029] 次に、デバイス 1の製造方法について、図を用いて説明する。

[0030] 図 7A〜図 7Kは、実施の形態 1における細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。

[0031] まず、図 7Aに示すように、基板準備ステップにおいて、珪素からなる第一の材料層 3と二酸ィ匕珪素力もなる第二の材料層 4と珪素力もなる第三の材料層 5とが積層されて構成された積層構造を有する基板 2を準備する。基板 2は、通常 SOI (silicon on insulator)基板と呼ばれ、容易に入手可能である。 SOI基板の作成方法は、単結晶珪素基板の表面を熱酸ィ匕処理した後、別の単結晶珪素基板を接合して所定の厚みになるまで研磨することによって作製される。または、熱酸化処理の後、多結晶珪素や非晶質珪素が CVDなどの方法で所定の厚みになるまで成膜される等の方法によって SOI基板が作製される。基板準備ステップにおいて、いずれの作製方法によつて作製された SOI基板を用いてもょ、。

[0032] 次に、図 7Bに示すように、第一レジスト膜形成ステップにおいて、層 3の第一面 3a 側の表面に、第一のエッチングレジスト膜 17 (以下、膜 17と呼ぶ)を形成する。膜 17 は、第一レジスト開口部 17a (以下、開口部 17aと呼ぶ)などの所定のパターンを有している。

[0033] 次に、図 7Cに示すように、窪み部形成ステップにおいて、第一のエッチングガスを開口部 17aから導入するエッチング方法によって、層 3に窪み部 8を形成する。エッチング方法として、プラズマを用いたドライエッチングの場合は、 SF、 CFなどが第一

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のエッチングガスとして有効である。そして、より好ましくは、第一のエッチングガスとして、たとえば、 XeFを用いることによって、プラズマによってガスを分解する必要なく

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エッチングできる。このことによって、層 3の珪素部分がエッチングされても、膜 17がエッチングされることがほとんど無い。したがって、効果的に窪み部 8が形成される。

[0034] 次に、図 7Dに示すように、第一の貫通孔形成ステップにおいて、開口部 17aから、第二のエッチングガスと第三のエッチングガスとを導入する。このことによって、窪み部 8の底部 8bに、層 4にまで達する第一の孔 9a (以下、孔 9aと呼ぶ）がエッチング方法によって形成される。エッチング方法として、 ICPプラズマを用いたドライエッチングの場合、第二のエッチングガスには、たとえば、 SF、 CFが用いられ、第三のエッチ

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ングガスには、たとえば、 C F、 CHFが用いられることが好ましい。これにより、第二

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のエッチングガスの導入時には珪素がエッチングされ、第三のエッチングガスの導入時には、図 7Eに示すように、エッチングされた孔 9aの内壁 9eに保護膜 9fが形成される。このように、第二、第三のエッチングガスの組み合わせが最適化されることによつて、エッチングによる加工現象力開口部 17a直下にのみ発生させることが可能となる。これにより、孔 9aが、膜 3に対してほぼ垂直な形状を持つようにエッチング力卩ェされる。

[0035] なお、第一の貫通孔形成ステップにおいて、図 7Fに示すように、薄板 7の端部 3b は、膜 17の端部 17bより内側に形成される。このことによって、後のプロセスで、層 5 部分に枠体 6が形成されたときに、枠体 6の外周部 6aから薄板 7の外周部 4bがはみ出すことのなヽ構造が容易に実現される。

[0036] 次に、図 7Gに示すように、第一レジスト膜除去ステップにおいて、膜 17が除去される。

[0037] その後、図 7Hに示すように、第二の貫通孔形成ステップにおいて、層 3側から第四のエッチングガスを導入するエッチング方法によって、層 3に形成された孔 9aに連続するようにして、第二の孔 9b (以下、孔 9bと呼ぶ）を層 4に形成する。エッチング方法は、第四のエッチングガスに、たとえば、 CF、 Arなどを用いたプラズマエッチングが

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好ましい。これにより、第四のエッチングガスは珪素による層 3をあまりエッチングすることなく、層 4の二酸ィ匕珪素部分のみをエッチングする。このことによって、層 3に形成された孔 9aとほぼ同じ形状の孔 9bが層 4に形成される。以上のようにして、孔 9aと、孔 9aに連続して形成された孔 9bとによって貫通孔 9が構成される。また、孔 9bの加ェのために、孔 9aがマスクとして作用する。

[0038] 次に、図 71に示すように、第二レジスト膜形成ステップにおいて、層 5の第三面 5a側の表面に、第二のエッチングレジスト膜 18 (以下、膜 18と呼ぶ)を形成する。膜 18は、第二レジスト開口部 18a (以下、開口部 18aと呼ぶ)などの所定のパターンを有している。

[0039] 次に、図 7Jに示すように、枠体形成ステップにおいて、開口部 18aから第二のエツチングガスと第三のエッチングガスとを導入する。このこと〖こよって、層 4に達するまで層 5を構成する珪素部分がエッチングされ、枠体 6が形成される。このときのエツチング方法は、前述の第一の貫通孔形成ステップにおいて、孔 9aを形成する方法とほぼ同様な方法が利用できる。これにより、層 5のエッチングによる加工力開口部 18aの直下にのみ行なわれる。このことから、ほぼ垂直な形状を有する内壁 6bを有した枠体 6が形成される。

[0040] 次に、図 7Kに示すように、第二レジスト膜除去ステップにおいて、膜 18が除去される。

[0041] このような構成によって、ウェハー（wafer)状の一枚の基板 2から、複数の細胞電気生理測定デバイス 1が、一括して大量に作製される。このため、上述の製造方法は極めて有効な方法である。なおかつ、一個のデバイス 1の大きさを極端に小さくできる。このことから、一枚の基板 2から、より多くのデバイス 1を作製する製造方法が提供される。

[0042] なお、図 7Jに示す枠体形成ステップの前に、第一の丸め形状付与ステップを行つてもよい。第一の丸め形状付与ステップは、図 8Aに示すように、第一のエッチングガスを開口部 18aから導入し、層 5の表面を適度にエッチングするステップである。第一のエッチングガスとして、たとえば、 XeFが開口部 18aから導入される。

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[0043] その後、図 8Bに示すように、枠体形成ステップにおいて、第二のエッチングガスと第三のエッチングガスとを開口部 18aから導入してエッチングを行う。

[0044] さらに、第二レジスト膜除去ステップにおいて、膜 18が除去される。そして、図 8Cに示すように、枠体 6の外周端部 6cと内壁端部 6dとに、適度な丸め形状が付与される。外周端部 6cと内壁端部 6dとによって、適度な丸め形状を有する下部端部 6eが構成される。この構造によって、枠体 6の下部端部 6eに欠けなどの損傷が起こりにくい。このことによって、欠けによって発生するゴミ '異物の発生が、さらに少ない細胞電気生理測定デバイス laが作製される。 [0045] また、図 7Hに示す第二の貫通孔形成ステップの後に、第二の丸め形状付与ステツプを追加して行ってもよい。第二の丸め形状付与ステップは、図 9Aに示すように、第一のエッチングガスを導入し、層 5の外周部 6aの上部端部 6fに適度な丸め形状を付与する。第一のエッチングガスとして、たとえば、 XeFを導入することができる。その

2

後、上述のように、第二レジスト膜形成ステップ、枠体形成ステップ、第二レジスト膜除去ステップが順次実行される。この結果、図 9Bに示すように、枠体 6の上部端部 6f に丸め形状が付与され、欠けなどの損傷が起こりにくい細胞電気生理測定デバイス 1 bが作製される。なお、第二の丸め形状付与ステップにおいて，上部端部 6fのエッチングに伴って、層 4の端部 4cが少し突き出ることがある。し力しながら、端部 4cは枠体 6の角部 6gと離れて、るので、損傷しやす!/、などの問題は起こらな!/、。

[0046] さらに、第一の丸め形状付与ステップと第二の丸め形状付与ステップとを追加して行ってもょヽ。第一の丸め形状付与ステップと第二の丸め形状付与ステップとを追カロすることによって、図 9Cに示すように、上部端部 6fと下部端部 6eとに欠けなどの損傷が起こりにくい細胞電気生理測定デバイス lcが作製される。このことによって、欠けによって発生するゴミ '異物の発生がさらに少ない細胞電気生理測定デバイス lcが得られる。

[0047] (実施の形態 2)

以下、実施の形態 2における細胞電気生理測定デバイスとその製造方法とについて、図面を用いて説明する。

[0048] 図 10は実施の形態 2による細胞電気生理測定デバイスの断面図である。また、図 1 1A〜図 11Hは、図 10に示す細胞電気生理測定デバイスの製造方法を説明するための断面図である。実施の形態 2における細胞電気生理測定デバイス Id (以下、デバイス Idと呼ぶ）が実施の形態 1に示したデバイス 1と異なる点は、図 10に示すように窪み部 8が第一の材料層 3に形成され、貫通孔 9が第二の材料層 4に形成されることである。つまり、貫通孔 9が、層 4に形成された第二の孔 9bのみによって形成されている。このような構成によって、貫通孔 9の長さが極めて短くなり、薄板 7が薄くなる。さらに、細胞 16が大きな形状を有する場合、または、細胞 16が平らな形状を有する場合などにおいて、細胞 16と薄板 7との密着性がさらに高められる。 [0049] なお、デバイス Idの使用方法は、実施の形態 1で説明した方法と同様の方法を利用することができる。したがって、使用方法の説明は省略する。

[0050] 次に、実施の形態 2における細胞電気生理測定デバイス Idの製造方法について図 11A〜図 11Hを用いて説明する。

[0051] まず、図 11Aに示すように、基板準備ステップにおいて、珪素力もなる第一の材料層 3と二酸ィ匕珪素力もなる第二の材料層 4と珪素力もなる第三の材料層 5とが積層されて構成された積層構造を有する基板 2を準備する。基板 2は、通常 SOI (silicon on insulator)基板と呼ばれ、容易に入手可能である。

[0052] 次に、図 11Bに示すように、第一レジスト膜形成ステップにおいて、層 3の第一面 3a 側の表面に、第一のエッチングレジスト膜 17を形成する。膜 17は、第一レジスト開口部 17aなどの所定のパターンを有して!/、る。

[0053] 次に、図 11Cに示すように、窪み部形成ステップにおいて、第一のエッチングガスを開口部 17aから導入するエッチング方法によって、層 3に窪み部 8を形成する。エツチング方法として、プラズマを用いたドライエッチングの場合は、実施の形態 1と同様に、第一のエッチングガスとして、 XeFガスを用いることによって効果的に窪み部 8が

2

形成される。

[0054] また、実施の形態 2におけるデバイス Idの製造方法において、実施の形態 1と異なる点は、窪み部形成ステップにおいて、第一のエッチングガスによる窪み部 8のエツチングが、層 4の表面に達するまで行なわれることである。このことによって、十分な大きさを有する窪み部 8が形成される。さらに、平らな面を有する、窪み部 8の底部 8b が形成される。つまり、層 4の上面 4dが露出して、底部 8bとなる。この結果、細胞 16 が平らな表面形状を有する場合に、細胞 16が平坦な底部 8bと密着し、細胞 16と薄板 7との密着性がより効果的に確保される。このことから、大きな細胞 16に対する測定精度が高められる。

[0055] 次に、図 11Dに示すように、第二の貫通孔形成ステップにおいて、開口部 17aから第四のエッチングガスを導入するエッチング方法によって、層 4に孔 9bを形成する。エッチング方法は、第四のエッチングガスとして、たとえば、 Ar、 CFなどを用いたプ

4

ラズマエッチングが望ましい。これにより、第四のエッチングガスは珪素による層 3をあまりエッチングすることなぐ層 4の二酸ィ匕珪素部分のみをエッチングする。このことによって、開口部 17aをマスクとして、孔 9bは開口部 17aの直下に形成される。なお、デバイス Idにおいて、孔 9bが貫通孔 9を構成する。

[0056] なお、このとき、膜 17は、第四のエッチングガスによるプラズマエッチングに対する耐性が要求される。したがって、アルミニウム、または、窒化珪素などが、膜 17の材質として適している。

[0057] 次に、図 11Eに示すように、第一レジスト膜除去ステップにおいて、膜 17が除去される。

[0058] 次に、図 11Fに示すように、第二レジスト膜形成ステップにおいて、層 5の第三面 5a 側の表面に、実施の形態 1と同様にして、第二のエッチングレジスト膜 18を形成する。なお、膜 18は、第二レジスト開口部 18aなどの所定のパターンを有している。

[0059] 次に、図 11Gに示すように、枠体形成ステップにおいて、開口部 18aから第二のェツチングガスと第三のエッチングガスとを導入する。このこと〖こよって、実施の形態 1と同様に、層 4に達するまで層 5がエッチングされ、枠体 6が形成される。

[0060] 次に、図 11Hに示すように、第二レジスト膜除去ステップにおいて、膜 18が除去される。この結果、実施の形態 2における細胞電気生理測定デバイス Idが作製される。

[0061] なお、図 11Gに示す枠体形成ステップの前に、実施の形態 1と同様に、第一の丸め形状付与ステップを行ってもよい。第一の丸め形状付与ステップは、第一のエッチングガスを開口部 18aから導入し、層 5の表面を適度にエッチングするステップである。第一のエッチングガスとして、たとえば、 XeFが開口部 18aから導入される。この結

2

果、図 12Aに示すように、枠体 6の外周端部 6cと内壁端部 6dとに、適度な丸め形状が付与された細胞電気生理測定デバイス leが作製される。

[0062] さらに、図 11Dに示す第二の貫通孔形成ステップの後に、第二の丸め形状付与ステツプを追加して行ってもよい。第二の丸め形状付与ステップは、第一のエッチングガスを導入し、層 5の外周部 6aの上部端部 6fに適度な丸め形状を付与する。第一のエッチングガスとして、たとえば、 XeFを導入することができる。第二の丸め形状付与

2

スステップの追カ卩によって、図 12Bに示すように、枠体 6の外周部 6aの上部端部 6fに適度な丸め形状が付与された細胞電気生理測定デバイス Ifが作製される。細胞電気生理測定デバイス Ifは、上述のように、枠体 6の上部端部 6fに欠けなどの損傷が起こりにくい。なお、第二の丸め形状付与ステップにおいて，上部端部 6fのエツチングに伴って、層 4の端部 4cが少し突き出ることがある。し力しながら、端部 4cは枠体 6 の角部 6gと離れて、るので、損傷しやす!/、などの問題は起きな!/、。

[0063] さらに、第一の丸め形状付与ステップと第二の丸め形状付与ステップとを追加して行ってもょヽ。第一の丸め形状付与ステップと第二の丸め形状付与ステップとを追カロすることによって、図 12Cに示すように、上部端部 6fと下部端部 6eとに欠けなどの損傷が起こりにくい細胞電気生理測定デバイス lgが作製される。このこと〖こよって、欠けによつて発生するゴミ '異物の発生がさらに少ない細胞電気生理測定デバイス lg が得られる。

[0064] (実施の形態 3)

以下、実施の形態 3における細胞電気生理測定デバイスとその製造方法とについて、図面を用いて説明する。

[0065] 図 13は実施の形態 3による細胞電気生理測定デバイスの要部拡大断面図である。

また、図 14は実施の形態 3による別の態様の細胞電気生理測定デバイスの要部拡大断面図である。

[0066] 実施の形態 3における細胞電気生理測定デバイスの構成力実施の形態 1に記載のデバイス 1と異なる点は、貫通孔 9の、開口部 9cの端部 9gの形状と開口部 9dの端部 9hの形状とである。

[0067] 図 13に示すように、端部 9gと端部 9hとが、それぞれの開口部 9c、 9dの全周にわたつて丸め形状が形成されている。細胞電気生理測定デバイス lhがこのような構成を有することによって、図 4から図 6を用いて説明した、細胞電位測定装置 21、 21aを構成して細胞 16の測定をする際の、細胞 16への傷の付与を防止する。つまり、細胞 16 が容器 10の下部 10b側から、吸引されて保持される場合に、細胞 16に接触する端部 9gが丸み形状を有することから、細胞 16の表面膜に不用意に傷が付くことがない。このこと〖こよって、確実に細胞 16が保持される細胞電気生理測定デバイス lhが実現される。

[0068] また、図 14に示すように、端部 9gと端部 9hとが、それぞれの開口部 9c、 9dの全周にわたつて、角部が削り取られて、開口部 9c、 9dの外側に向ってテーパ状に広がつたテーパ形状を有するように構成されている。細胞電気生理測定デバイス ljがこのような構成を有することによって、デバイス lhと同様に、図 4から図 6を用いて説明した、細胞電位測定装置 21、 21aを構成して細胞 16の測定をする際の、細胞 16への傷の付与を防止する。つまり、細胞 16が容器 10の下部 10b側から、吸引されて保持される場合に、細胞 16に接触する端部 9gがテーパ形状を有することから、細胞 16の表面膜に不用意に傷が付くことがない。このことによって、確実に細胞 16が保持される細胞電気生理測定デバイス ljが実現される。

[0069] このような形状の細胞電気生理測定デバイス lh、 ljを得るための製造方法は、実施の形態 1または実施の形態 2において説明した細胞電気生理測定デバイスの製造方法に、第一の平滑化ステップである研磨ステップを加えることが効果的である。つまり、上述の製造方法にて加工された基板 2が、研磨砥粒を含む水溶液中に浸漬されて、超音波振動が加えられる。

[0070] たとえば、層 5に向力うにしたがって、貫通孔 9の内径が小さくなり、とがった形状を有する貫通孔 9が形成される場合、貫通孔 9の開口部 9d側の端部が鋭角となる。鋭角な端部を有する開口部 9dに対して、層 5側から細胞 16が接触させられると、貫通孔 9の鋭角な端部によって、細胞 16の細胞膜が破壊されやすい。

[0071] これに対して、細胞電気生理測定デバイスの製造方法に第一の平滑化ステップが加えられることによって、図 13に示すような、端部 9g、 9hに丸め形状を有するデバイス lhが作製される。また、同様に、図 14に示すような、端部 9g、 9hにテーパ形状を有するデバイス ljが作製される。基板 2が、研磨砥粒を含む水溶液中に浸漬されて、超音波振動が加えられることによって、溶液中の研磨砲粒が貫通孔 9の端部に接触し、鋭角な部分が研磨される。なお、第一の平滑化ステップは、貫通孔 9の端部に限ることなく、基板 2の他の表面部分も平滑ィ匕されて、滑らかになる。したがって、このように、端部 9g、 9hの表面を平滑にする第一の平滑化ステップが枠体形成ステップの後などに追加されることによって、細胞 16を傷つけずに細胞 16を測定するデバイス 1 h、 ljが容易に得られる。

[0072] また、同様に、レーザ光線を用いた第二の平滑化ステップを用いることによって、細胞電気生理測定デバイス lh、 ljが作製されてもよい。第二の平滑化ステップにおいて、層 3側力または層 5側から貫通孔 9に対してレーザ光線が照射されて、貫通孔 9 の内壁 9eまたは端部 9g、 9hが溶融される。内壁 9eまたは端部 9g、 9hを溶融することが、デバイス lh、 ljを作製する方法として効果的である。第二の平滑化ステップにおいて、レーザ光線が層 3または層 4に照射されることによって、層 3または層 4は発熱する。この発熱によって、層 3または層 4を構成する材料が溶融する。ここで、層 3を構成する材料は、たとえば珪素であり、層 4を構成する材料は、たとえば二酸ィ匕珪素である。このように、層 3または層 4が溶融することによって、貫通孔 9の端部 9g、 9hが鋭角な形状力丸め形状またはテーパ形状を有するように変化する。この結果、端部 9g、 9hの表面を平滑にする第二の平滑化ステップが枠体形成ステップの後などに追加されることによって、細胞 16を傷つけずに細胞 16を測定するデバイス lh、 lj が容易に得られる。なお、レーザ光線が層 3側から照射される場合には、孔 9a側の内壁 9eと端部 9gが効率的に溶融される。また、レーザ光線が層 5側から照射される場合には、孔 9b側の内壁 9eと端部 9hが効率的に溶融される。

[0073] また、同様に、プラズマエッチングを用いた第三の平滑化ステップを用いることによつて、細胞電気生理測定デバイス lh、 ljが作製されてもよい。第三の平滑化ステップにおいて、層 3側力または層 5側から貫通孔 9に対してプラズマを用いたエッチングが行われて、貫通孔 9の内壁 9eまたは端部 9g、 9hがエッチングされる。また、内壁 9 eまたは端部 9g、 9hに限ることなぐ基板 2の他の表面部分も平滑化されて、滑らかになる。第三の平滑化ステップにおいて、エッチングガスとして、たとえば、 Arを用いることが適している。 Arガスを用いたプラズマエッチングの場合、 Arプラズマが貫通孔 9の開口部 9c、 9dの端部に集中する効果がある。このことによって、丸め形状を有する端部 9g、 9hが容易に形成される。また、プラズマエッチングの条件を選択することによって、開口部 9c、 9dの全周にわたって層 5の外方に広がったテーパ形状を有する端部 9g、 9hが容易に形成される。この結果、端部 9g、 9hの表面を平滑にする第三の平滑化ステップが枠体形成ステップの後などに追加されることによって、細胞 16 を傷つけずに細胞 16を測定するデバイス lh、 ljが容易に得られる。

[0074] さらに、同様に、化学エッチングを用いた第四の平滑化ステップを用いることによつて、細胞電気生理測定デバイス lh、 ljが作製されてもよい。第四の平滑化ステップにおいて、基板 2がエッチング水溶液中に浸漬されて、所定の時間、化学エッチングが行われることが効果的である。層 4に二酸化珪素を用いる場合、エッチング水溶液は、フッ化水素酸、または一水素二フッ化アンモ-ゥム水溶液、アンモ-ゥム水溶液、水酸ィ匕ナトリウム溶液、水酸ィ匕カリウム溶液、水酸化リチウム溶液などが用いられる。このことによって、貫通孔 9の開口部 9c、 9dの端部が鋭角な状態力丸め形状を有する端部 9g、 9hにカ卩ェされる。さらに、第四の平滑化ステップによって、層 4の第二面 4aが滑らかな平面形状に加工される効果も有する。また、内壁 9eまたは端部 9g、 9h、第二面 4aに限ることなぐ基板 2の他の表面部分も平滑化されて、滑らかになる。この結果、端部 9g、 9hの表面を平滑にする第四の平滑化ステップが枠体形成ステップの後などに追加されることによって、細胞 16を傷つけずに細胞 16を測定するデバイス lh、 ljが容易に得られる。

[0075] さらに、貫通孔 9の表面に保護層を形成する保護層形成ステップを用いることによつて、図 15に示す細胞電気生理測定デバイス lkが作製されてもよい。保護層形成ステツプにお、て、層 3側力もまたは層 5側力も電気絶縁材料力もなる保護層 9jが形成される。保護層 ¾は、たとえば、二酸化珪素、二酸ィ匕チタン等の金属酸ィ匕物が CVD 、スパッタリング等の方法によって形成される。この結果、端部 9g、 9hの表面が平滑化される。このように、保護層形成ステップが枠体形成ステップの後などに追加されることによって、細胞 16を傷つけずに細胞 16を測定するデバイス lkが容易に得られる

[0076] なお、第一、第二、第三、第四の平滑化ステップ、保護層形成ステップなどの方法が組み合わされて、複合ィ匕されることによって、さらに平滑な表面力卩ェが行なわれる。この結果、細胞 16を傷つけずに細胞 16を測定する細胞電気生理測定デバイスが容易に得られる。

[0077] (実施の形態 4)

以下、実施の形態 4における細胞電気生理測定デバイスとその製造方法とについて、図面を用いて説明する。

[0078] 図 16は、実施の形態 4による細胞電気生理測定デバイスの要部拡大平面図である。また、図 17と図 18とは、実施の形態 4による別の態様の細胞電気生理測定デバィスを示す要部拡大平面図である。

[0079] 実施の形態 4における細胞電気生理測定デバイス lm (以下、デバイス lmと呼ぶ）は、図 16に示すように、枠体 6の内壁 6bが、少なくとも三つ以上の複数の直線を含む三角形以上の多角形形状を有する構造である。このような構成によって、薄板 7はより割れにくい構造となり、デバイス lmの強度が高められる。このことによって、デバイス lmを作成する場合の生産性が高められる。さらに、細胞 16を測定する際に、細胞 16を吸着するために加えられる吸引の圧力に対する耐久性が高められる。その結果、破損の少な、薄板 7を有するデバイス lmが得られる。

[0080] さらに、別の態様として、図 17に示すように、細胞電気生理測定デバイス In (以下、デバイス Inと呼ぶ）は、枠体 6の内壁 6bが、少なくとも一つ以上の、内方へ突出した突起部 22を含む形状を有している。このような構成によって、薄板 7は割れにくい構造となり、デバイス Inの強度が高められる。このことによって、図 16に示すデバイス lmと同様の作用と効果とを有するデバイス Inが得られる。

[0081] さらに、別の態様として、図 18に示すように、細胞電気生理測定デバイス lp (以下、デバイス lpと呼ぶ）は、枠体 6の内壁 6bが、少なくとも一つ以上の鋭角の凹部 23を有した星形形状を有している。このような構成によって、内壁 6b内に測定液 15a、 15 bが導入される際に、測定液 15a、 15b中に発生する気泡（図示せず)が、星形形状の凹部 23先端を伝って流れ易くなる。このことによって、気泡が、内壁 6bの内部に残留しにくくなる。さらに、測定液 15a、 15bが、容易に内壁 6bの内部に進入しやすくなる。この結果、細胞 16の測定において、測定精度の高い測定が実現される。

産業上の利用可能性

[0082] 以上のように、本発明にかかる細胞電気生理測定デバイスとその製造方法とが、強度に優れた小型の細胞電気生理測定デバイスを実現するので、化学物質によって細胞が発する反応を検出する薬品スクリーニングなどの用途に有用である。

Claims

請求の範囲

[1] 第一面と第二面とを有し、前記第一面の側に開口する窪み部と前記第二面の側に開口する貫通孔とが形成された薄板と、

前記第二面の側の前記薄板の薄板外周部に当接された枠体と、を備え、前記薄板は、

前記第一面の側が第一の材料層によって構成され、

前記第二面の側が第二の材料層によって構成された、少なくとも二層の積層構造を有し、

前記枠体が第三の材料層から構成された、

細胞電気生理測定デバイス。

[2] 前記貫通孔は、前記第一の材料層と前記第二の材料層とにまたがって形成された、請求項 1に記載の細胞電気生理測定デバイス。

[3] 前記薄板の薄板外周部の大きさは、前記枠体の枠体外周部より小さい、

請求項 1に記載の細胞電気生理測定デバイス。

[4] 前記貫通孔は、前記第二の材料層により形成された部分にのみ形成された、

請求項 1に記載の細胞電気生理測定デバイス。

[5] 前記第一の材料層の厚みは前記第二の材料層の厚みよりも厚い、

請求項 1に記載の細胞電気生理測定デバイス。

[6] 前記貫通孔の開口部の端部は、前記開口部の全周にわたって丸め形状を有する、請求項 1に記載の細胞電気生理測定デバイス。

[7] 前記貫通孔の開口部の端部は、前記開口部の全周にわたってテーパ状に広がったテーパ形状を有する、

請求項 1に記載の細胞電気生理測定デバイス。

[8] 前記枠体は、内壁を有し、

前記内壁の断面形状は、少なくとも三つ以上の複数の直線を含む多角形形状である請求項 1に記載の細胞電気生理測定デバイス。

[9] 前記枠体は、内壁を有し、前記内壁は、少なくとも一つ以上の突起部が設けられた、

請求項 1に記載の細胞電気生理測定デバイス。

[10] 前記枠体は、内壁を有し、

前記内壁は、少なくとも一つ以上の鋭角の凹部を有した星形形状である、請求項 1に記載の細胞電気測定デバイス。

[11] 前記第一の材料層と前記第三の材料層とは、珪素を用いて形成され、

前記第二の材料層は、二酸化珪素を用いて形成された、

請求項 1に記載の細胞電気生理測定デバイス。

[12] 前記第一の材料層の外周部の上部外周端部が丸め形状を有する、

請求項 1に記載の細胞電気生理測定デバイス。

[13] 前記枠体は、内壁と外壁とを有し、

前記内壁の内壁端部と前記外壁の外周端部とは丸め形状を有する、

請求項 1に記載の細胞電気生理測定デバイス。

[14] 第一面と第二面とを有する薄板と、

前記薄板の前記第一面側に開口する窪み部と、

前記薄板の前記第二面側に開口する貫通孔と、

前記薄板の前記第二面側に当接された枠体と、を有し、

細胞の電気生理活動を測定するための細胞電気生理測定デバイスの製造方法であつて、

第一の材料層と第二の材料層と第三の材料層とが積層されて構成された基板の前記第一の材料層の側に、第一レジスト膜開口部を有する第一のエッチングレジスト膜を形成する第一レジスト膜形成ステップと、

前記第一レジスト膜開口部力第一のエッチングガスを導入して、前記第一の材料層の内部に前記窪み部を形成する窪み部形成ステップと、

前記第一レジスト膜開口部から第二のエッチングガスと第三のエッチングガスとを導入して、前記第一の材料層の内部に第一の孔を形成する第一の貫通孔形成ステツプと、

前記第一のエッチングレジスト膜を除去する第一レジスト膜除去ステップと、第四のエッチングガスを導入して、前記第二の材料層の内部に第二の孔を形成する第二の貫通孔形成ステップと、

前記基板の前記第三の材料層の側に、第二レジスト膜開口部を有する第二のエッチングレジスト膜を形成する第二レジスト膜形成ステップと、

前記第二レジスト膜開口部力前記第二のエッチングガスと前記第三のエッチングガスとを導入して前記枠体を形成する枠体形成ステップと、を備える、

細胞電気生理測定デバイスの製造方法。

[15] 研磨砥粒を含む水溶液中に前記基板を浸し、超音波振動を加えることによって、前記基板の表面を平滑にする第一の平滑化ステップを、さらに備える、

請求項 14に記載の細胞電気生理測定デバイスの製造方法。

[16] 少なくとも前記第一の材料層の側と前記第三の材料層の側とのいずれか一方力レ一ザ光線を照射して、少なくとも前記第一の材料層に形成した前記第一の孔の内壁と前記第二の材料層に形成した前記第二の孔の内壁との!/、ずれか一方を溶融することによって、少なくとも前記第一の孔の前記内壁の表面と前記第二の孔の前記内壁の表面とのいずれか一方を平滑ィ匕する第二の平滑化ステップを、さらに備える、請求項 14に記載の細胞電気生理測定デバイスの製造方法。

[17] 前記第三の材料層の側からアルゴンガスを導入したプラズマエッチングによって、前記基板の表面を平滑にする第三の平滑化ステップを、さらに備える、

請求項 14に記載の細胞電気生理測定デバイスの製造方法。

[18] 化学エッチングによって、前記基板の表面を平滑にする第四の平滑化ステップを、さらに備える、

請求項 14に記載の細胞電気生理測定デバイスの製造方法。

[19] 少なくとも前記第一の材料層の側と前記第三の材料層の側とのいずれか一方から電気絶縁材料カゝらなる保護層を前記貫通孔の表面に形成する保護層形成ステップを、さらに備える、

請求項 14に記載の細胞電気生理測定デバイスの製造方法。

[20] 第一面と第二面とを有する薄板と、

前記薄板の前記第一面側に開口する窪み部と、前記薄板の前記第二面側に開口する貫通孔と、

前記薄板の前記第二面側に当接された枠体と、を有し、

第一の材料層と第二の材料層と第三の材料層とが積層されて構成された基板の前記第一の材料層の側の面に、第一レジスト膜開口部を有する第一のエッチングレジスト膜を形成する第一レジスト膜形成ステップと、

前記第一レジスト膜開口部力第四のエッチングガスを導入して、前記第二の材料層の内部に第二の孔を形成する第二の貫通孔形成ステップと、

前記基板の前記第三の材料層の側の面に、第二レジスト膜開口部を有する第二のエッチングレジスト膜を形成する第二レジスト膜形成ステップと、

前記第二レジスト膜開口部から第二のエッチングガスと第三のエッチングガスとを導入して、前記枠体を形成する枠体形成ステップと、を備える、

細胞電気生理測定デバイスの製造方法。

[21] 研磨砥粒を含む水溶液中に前記基板を浸し、超音波振動を加えることによって、前記基板の表面を平滑にする第一の平滑化ステップを、さらに備える、

請求項 20に記載の細胞電気生理測定デバイスの製造方法。

[22] 前記第三の材料層の側からレーザ光線を照射して、前記第二の材料層に形成された前記第二の孔の内壁を溶融することによって、前記第二の孔の前記内壁の表面を平滑化する第二の平滑化ステップを、さらに備える、

請求項 20に記載の細胞電気生理測定デバイスの製造方法。

[23] 少なくとも前記第一の材料層の側と前記第三の材料層の側とのいずれか一方力ァルゴンガスを導入したプラズマエッチングによって、前記基板の表面を平滑にする第三の平滑化ステップを、さらに備える、

請求項 20に記載の細胞電気生理測定デバイスの製造方法。

[24] 化学エッチングによって、前記基板の表面を平滑にする第四の平滑化ステップを、さらに備える、

請求項 20に記載の細胞電気生理測定デバイスの製造方法。

[25] 前記第三の材料層の側から電気絶縁材料からなる保護層を前記貫通孔の表面に形成する保護層形成ステップを、さらに備える、

請求項 20に記載の細胞電気生理測定デバイスの製造方法。

[26] 前記枠体形成ステップの前に、前記第二レジスト膜開口部力前記第一のエツチングガスを導入したドライエッチングによって、前記枠体の下部の内壁端部と前記枠体の外周端部とにそれぞれ丸め形状を付与する第一の丸め形状付与ステップを、さらに備える、

請求項 20に記載の細胞電気生理測定デバイスの製造方法。

[27] 前記第二の貫通孔形成ステップの後に、前記第一のエッチングガスを導入したドライエッチングによって、前記枠体の外周の上部端部に丸め形状を付与する第二の丸め形状付与ステップを、さらに備える、

請求項 20に記載の細胞電気生理測定デバイスの製造方法。