WO2007132769A1

WO2007132769A1 - 細胞電位測定デバイスとそれに用いる基板、細胞電位測定デバイス用基板の製造方法

Info

Publication number: WO2007132769A1
Application number: PCT/JP2007/059743
Authority: WO
Inventors: Soichiro Hiraoka; Masaya Nakatani; Hiroshi Ushio
Original assignee: Panasonic Corporation
Priority date: 2006-05-17
Filing date: 2007-05-11
Publication date: 2007-11-22
Also published as: JP2011022153A; US20100019756A1; JP4784696B2; JP4582146B2; JPWO2007132769A1

Abstract

　細胞電位測定デバイスは、基板と第１電極槽と第１電極と第２電極槽と第２電極とを有する。第１電極槽は基板の上方に、第２電極槽は基板の下方にそれぞれ配置されている。第１電極は第１電極槽の内部に、第２電極は第２電極槽の内部にそれぞれ配置されている。基板は（１００）面配向または（１１０）面配向のダイヤモンド構造を有する単結晶板からなる。基板は凹部が形成された第１面とこの第１面に対向する第２面を有する。また凹部から第２面に向けて貫通孔が形成されている。凹部は貫通孔の開口部から外周へ広がり、湾曲して第１面に繋がる内壁を有する。

Description

明細書

細胞電位測定デバイスとそれに用いる基板、細胞電位測定デバイス用基板の製造方法

技術分野

[0001] 本発明は、細胞の電気生理活動を測定するための細胞電位測定デバイスとそれに用いる基板、および細胞電位測定デバイス用基板の製造方法に関する。

背景技術

[0002] ノツチクランプ法は、細胞の電気的活動を指標にして細胞膜に存在するイオンチヤネルの機能を解明したり、薬品をスクリーニング (検査)したりする従来の方法の一つである。ノツチクランプ法では、マイクロピペットの先端部分で細胞膜の微小部分 (パツチ）を軽く吸引する。そしてマイクロピペットに設けられた微小電極プローブを用いて、固定された膜電位においてパッチを横切る電流を測定する。これにより、パッチに存在する 1個または少数個のイオンチャネルの開閉の様子を電気的に計測する。この方法は、細胞の生理機能をリアルタイムで調べることのできる数少な、方法の一つである。

[0003] しかし、ノツチクランプ法はマイクロピペットの作製や操作に特殊な技術、技能を必要とし、一つの試料の測定に多くの時間を要する。そのため、大量の薬品候補化合物を高速でスクリーニングする用途には適していない。これに対し近年、微細加工技術を利用した平板型の微小電極プローブが開発されて、る。このような微小電極プローブは個々の細胞にっ、てマイクロピペットの挿入を必要としなヽ自動化システムに適している。以下にその例を説明する。

[0004] 例えば特許文献 1は、細胞保持基板に設けられた複数の貫通孔の下方に配置した電極で、貫通孔の開口部に接着された被験体細胞の電位依存性のイオンチャネル活性を測定する技術を開示している。また近年、シリコン酸ィ匕物製の細胞保持基板の内部に 2. 5 /z mの貫通孔を形成し、この貫通孔にヒト培養細胞株の一種である H EK293細胞を保持させて高い密着性を確保して高精度に細胞外電位を測定する技術も開示されている。 [0005] 特許文献 2は図 27に示す細胞電位測定デバイス 1を開示している。細胞電位測定デバイス 1は基板 2と、基板 2の上方に配置された電極層 3とを有する。基板 2の上面には凹部 4が形成され、凹部 4の下部から基板 2の下面まで貫通する貫通孔 5が設けられている。電極層 3の内部には第 1電極 6が配置され、貫通孔 5の内部には第 2電極 7が配置されている。さらに第 2電極 7は、配線 8を経て信号検出部に連結されている。

[0006] 次に細胞電位測定デバイス 1の動作方法について説明する。まず、電極層 3内に被験体細胞（以下、細胞） 10と電解液 9とを注入する。細胞 10は凹部 4によって捕捉され、保持される。測定の際に細胞 10は貫通孔 5の下方から吸引ポンプなどで吸引され、貫通孔 5の開口部に密着した状態で保持される。すなわち、貫通孔 5がガラスピペットの先端穴と同様の役割を果たす。細胞 10のイオンチャネルの機能性や薬理反応などは、反応前後の第 1電極 6と第 2電極 7との間の電圧、あるいは電流を測定し、細胞 10の内外の電位差を求めることによって分析される。なお、上記のように凹部 4を設けることによって、機械的強度を確保するために厚い基板 2を用いても貫通孔 5の長さは小さくなり、加工が容易になる。また基板 2の下方からの細胞 10に対する吸引力が高まる。

[0007] し力しながらドライエッチングなどを用いた従来の技術では、基板 2に凹部 4と貫通孔 5とを加工している間、どの程度力卩ェが進んでいるかを把握できない。そのため凹部 4や貫通孔 5の深さを高精度に管理できない。その結果、貫通孔 5の長さがばらつきやすぐ細胞 10を貫通孔 5に的確に密着させることができないことがある。細胞 10 を吸引する際、貫通孔 5の長さによっては、細胞 10に掛力る圧力が不足する。結果として細胞 10が破損する、あるいは細胞 10と貫通孔 5との密着性 (シール抵抗）が低下し、細胞電位測定デバイス 1の測定精度が低くなることがある。

[0008] また凹部 4を形成する際、凹部 4の内壁の、特に貫通孔 5の周囲の表面粗さが増大する。そしてこの現象は、貫通孔 5を形成するために基板 2の上面に開口径が 3 m 以下のマスクホールを有するレジストマスクを設け、このレジストマスクを介して基板 2 をドライエッチングして貫通孔 5を形成する場合に特に顕著である。また、凹部 4を形成する場合、水平方向のエッチング速度が深さ方向のエッチング速度より速ぐ凹部 4の中間で段差が形成されるなど、凹部 4の形状対称性は低、。

[0009] これらの原因につ!、てはまだ明らかとなって!/ヽな、が、例えば微細なマスクホール力エッチングガスを凹部 4の内部に充填するとエッチングガスが均一に拡散しないことに起因すると考えられる。このように凹部 4の表面粗度は大きぐ形状の対称性が低い。これも一因となって細胞 10と貫通孔 5との密着性 (シール抵抗）が低下し、細胞電位測定デバイス 1の測定精度が低くなる。

特許文献 1 :特表 2002— 518678号公報

特許文献 2：国際公開第 02Z055653号パンフレット

発明の開示

[0010] 本発明は、貫通孔の深さのばらつきを低減させ、測定精度が向上した細胞電位測定デバイスとそれに用いる基板、細胞電位測定デバイス用基板の製造方法である。本発明の細胞電位測定デバイスは、基板と第 1電極槽と第 1電極と第 2電極槽と第 2 電極とを有する。第 1電極槽は基板の上方に、第 2電極槽は基板の下方にそれぞれ配置されている。第 1電極は第 1電極槽の内部に、第 2電極は第 2電極槽の内部にそれぞれ配置されて、る。基板は（100)面配向または（110)面配向のダイヤモンド構造を有する単結晶板力なる。基板は凹部が形成された第 1面とこの第 1面に対向する第 2面を有する。また凹部から第 2面に向けて貫通孔が形成されている。凹部は貫通孔の開口部から外周へ広がり、湾曲して第 1面に繋がる内壁を有する。

[0011] このような基板は以下のようにして作製される。すなわち、上記のような単結晶板材の第 1面にフォトマスクを用いてマスクホールを有するレジストマスクを形成し、第 1面にドライエッチングにより凹部を形成する。そして凹部力も第 2面までドライエッチングにより基板を貫通させ、マスクホールと同開口径を有する貫通孔を設ける。これにより、貫通孔の長さのばらつきを低減し、細胞電位測定デバイスの測定精度を高めることができる。

図面の簡単な説明

[0012] [図 1]図 1は本発明の実施の形態 1による細胞電位測定デバイスの断面図である。

[図 2]図 2は図 1に示す細胞電位測定デバイスにおけるチップの斜視図である。

[図 3]図 3は図 2に示すチップの断面図である。 [図 4]図 4は図 3に示すチップの拡大断面図である。

[図 5]図 5は図 2に示すチップの製造ステップを示す断面図である。

[図 6]図 6は図 2に示すチップの、図 5に続く製造ステップを示す断面図である。

[図 7]図 7は図 2に示すチップの、図 6に続く製造ステップを示す断面図である。

[図 8]図 8は図 2に示すチップの、図 7に続く製造ステップを示す断面図である。

[図 9]図 9は図 2に示すチップの、図 8に続く製造ステップを示す断面図である。

[図 10A]図 10Aは図 1に示す細胞電位測定デバイスにおける基板の走査型電子顕微鏡観察像を示す図である。

[図 10B]図 10Bは図 10Aに示す走査型電子顕微鏡観察像の模式図である。

圆 11]図 11は本発明の実施の形態 1による細胞電位測定デバイスの基板である、 (1 00)面配向の単結晶シリコン板における（111)面配向の位置を示す模式図である。

[図 12]図 12は本発明の実施の形態 2による細胞電位測定デバイスにおけるチップの斜視図である。

[図 13]図 13は図 12に示すチップの断面図である。

圆 14]図 14は本発明の実施の形態 2による細胞電位測定デバイスの基板である、 (1 10)面配向の単結晶シリコン板における（111)面配向の位置を示す模式図である。

[図 15]図 15は本発明の実施の形態 3による細胞電位測定デバイスにおけるチップの断面図である。

[図 16]図 16は図 15に示すチップの製造ステップを示す断面図である。

[図 17]図 17は図 15に示すチップの、図 16に続く製造ステップを示す断面図である。

[図 18]図 18は図 15に示すチップの、図 17に続く製造ステップを示す断面図である。

[図 19]図 19は図 15に示すチップの、図 18に続く製造ステップを示す断面図である。

[図 20]図 20は図 15に示すチップの、図 19に続く製造ステップを示す断面図である。

[図 21]図 21は図 15に示すチップの、図 20に続く製造ステップを示す断面図である。

[図 22]図 22は本発明の実施の形態 4による細胞電位測定デバイスにおけるチップの断面図である。

[図 23]図 23は本発明の実施の形態 5による細胞電位測定デバイスにおけるチップの断面図である。 [図 24]図 24は図 23に示すチップの拡大断面図である。

[図 25]図 25は本発明の実施の形態 6による細胞電位測定デバイスにおけるチップの断面図である。

[図 26]図 26は図 25に示すチップの拡大断面図である。

[図 27]図 27は従来の細胞電位測定デバイスの断面図である。

符号の説明

11 細胞電位測定デバイス

12 ゥエルプレート

13 チッププレート

14 流路プレート

15, 15A 基板

16 第 1電極槽

17 第 1電極

18 第 2電極槽

19 第 2電極

20, 20A 凹咅

21 貫通孔

21 A ホール

22, 31 チップ

22A 側壁

23 第 1電解液

24 第 2電解液

25 細胞

26, 33 チップ基板

27, 28, 34, 38 レジストマスク

29, 35 マスクホーノレ

30 シリコン酸化物層（エッチングストップ層）

32 下部シリコン層 40 上部シリコン層

41 ホール

42 窪み

発明を実施するための最良の形態

[0014] 以下、本発明の実施の形態について図面を参照しながら説明する。なお各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には同じ符号を付して説明し、詳細な説明を省略する場合がある。また本発明は以下の各実施の形態に限定されるものではない。

[0015] (実施の形態 1)

図 1は本発明の実施の形態 1による細胞電位測定デバイスの断面図である。図 2は図 1に示す細胞電位測定デバイスにおけるチップの斜視図である。図 3は図 2に示すチップの断面図である。図 4は図 3に示すチップの拡大断面図である。細胞電位測定デバイス 11は、ゥエルプレート 12と、ゥエルプレート 12の下面に配置されたチッププレート 13と、チッププレート 13の下面に配置された流路プレート 14とを有する。

[0016] チッププレート 13の開口部には基板 15と基板 15の下面力も起立した側壁 22Aとを有するチップ 22が挿入され、基板 15の上方には第 1電極槽 16が設けられている。第 1電極槽 16の内部であって、チッププレート 13の上面には第 1電極 17が配置されている。またチッププレート 13の下方には流路プレート 14との間に第 2電極槽 18が設けられている。第 2電極槽 18の内部であって、チッププレート 13の下面には第 2電極 19が配置されている。

[0017] 図 2、図 3に示すように、基板 15の上面 (第 1面）には凹部 20が形成され、凹部 20 の最深部から基板 15の下面 (第 2面）に向けて貫通孔 21が垂直に形成されている。すなわち、基板 15は第 1面とこの第 1面に対向する第 2面とを有し、第 1面に凹部 20 が形成されるとともに、凹部 20から第 2面に向けて貫通孔 21が形成されている。

[0018] 凹部 20は貫通孔 21の開口部を中心にその外周へ広がり、上方に向けて滑らかに湾曲して立ち上がる内壁を有する略半球形状に形成されている。貫通孔 21の内壁の表面粗度は、凹部 20の内壁の表面粗度よりも大きい。 [0019] 基板 15はダイヤモンド構造を有するシリコンの単結晶板であり、面方位が（100)である。図 3における矢印 Bは（100)面配向の法線ベクトルを示している。基板 15の厚みは約である。なお、（100)面配向は、結晶構造の対称性によって等価となる（010)面配向、（001)面配向を含む。

[0020] 凹部 20の開口部の直径は約 30 mであり、貫通孔 21の最小開口径は 3 mである。凹部 20は略半球形状を有するため、凹部 20の深さは約 15 mであり、貫通孔 2 1の長さは約 5 mである。

[0021] 貫通孔 21の最小開口径と凹部 20の開口部の直径とは、被験体である細胞 25の大きさ、形状、性質によって決定される。細胞 25が 5〜50 m程度の大きさの場合、細胞 25と貫通孔 21との密着性を高く維持するためには、貫通孔 21の最小開口径を 0 mより大きく 3 m以下とすることが望ましい。なお、第 1電解液 23を吸引しにくい場合は、最小開口径を 0. 1 μ m以上にすると流動性が向上するため好ましい。また貫通孔 21の長さは、後述のように、細胞 25を貫通孔 21に的確に吸引するため、吸引時の圧力に応じて設定される。本実施の形態では、貫通孔 21の長さは 2 m〜10 m程度に設定されている。

[0022] 次に細胞電位測定デバイス 11の動作について説明する。図 4に示すように、まず第 1電極槽 16に細胞 25と第 1電解液 23を満たし、第 2電極槽 18には第 2電解液 24 を満たしておく。

[0023] そして基板 15の下方を減圧するか、上方を加圧することにより、細胞 25と第 1電解液 23とを貫通孔 21に引き付ける。この時、細胞 25は凹部 20に捕捉され、貫通孔 21 の開口部を塞ぐように保持される。その後、減圧または加圧により細胞 25を凹部 20 に保持したまま、保持されな!ヽ細胞を生理食塩水で洗!、流して取り除く。

[0024] なお、細胞 25が哺乳類筋細胞の場合、第 1電解液 23としては、例えばカリウムィォン（K+)を 155mM (mmol/dm³)、ナトリウムイオン（Na+)を 12mM、塩素イオン（C Γ)を 4. 2mM添加した水溶液を用い、第 2電解液 24としては、 K+を 4mM、 Na+を 1 45mM、 Cl_を 123mM添カ卩した水溶液を用いる。なお、第 1電解液 23と第 2電解液 24とは、本実施の形態のように異なる組成のものを用いてもよぐ同じものを用いてもよい。 [0025] 次に、基板 15の下方から吸引するか、あるいは基板 15の下方力もナイスタチンなどの薬剤を投入し、細胞 25に微細小孔を形成する。その後、細胞 25に化学的刺激、あるいは物理的刺激を付与する。化学的刺激としては、化学薬品、毒物、物理的刺激としては機械的変異、光、熱、電気、電磁波などが挙げられる。細胞 25がこれらの刺激に対して活発に反応する場合、細胞 25はその細胞膜にあるイオンチャネルを通じて各種イオンを放出あるいは吸収する。すると、細胞 25を通るイオン電流が発生し、細胞 25内外の電位勾配が変化する。この変化を反応前後の第 1電極 17と第 2電極 19との間の電圧、あるいは電流を測定することによって検出する。

[0026] 次に、本発明の実施の形態における細胞電位測定デバイス 11の製造方法に関する発明について図 5〜図 9を用いて説明する。図 5〜図 9はそれぞれ図 2に示すチップの製造ステップを示す断面図である。

[0027] まず図 5に示すように、（100)面配向した単結晶シリコン板材力なるチップ基板 2 6の下面にレジストマスク 27を形成する。次に、図 6のようにチップ基板 26の下面から所定の深さだけエッチングし、上面に基板 15を有するチップ 22を形成する。その後、レジストマスク 27を除去する。

[0028] 次に、図 7に示すように基板 15の上面（第 1面）にレジストマスク 28を形成する。このとき、レジストマスク 28のマスクホール 29の形状は、図 3の貫通孔 21の開口部の形状とほぼ同じになるように設計しておく。本実施の形態では、貫通孔 21の最小開口径を 3 μ mとするため、マスクホール 29の開口径も 3 μ mとする。またレジストマスク 28はマスクホール 29の形状が変わらないよう、エッチングされにくい材料で構成することが好ましい。具体的にはシリコン酸化物、シリコン窒化物、シリコンォキシ窒化物またはこれらの混合物を用いることが望ま、。

[0029] その後、図 8のように、ドライエッチング法により、基板 15の上面に凹部 20を形成する。基板 15がシリコンである場合、エッチングを促進するエッチングガスとして SFま

6 たは CFまたは NFまたは XeF、またはこれらのうち 2種以上の混合ガスのいずれか

4 3 2

を用いることができる。これらはシリコンのエッチングを深さ方向だけでなぐ水平方向へのエッチングも促進する作用があるため、基板 15を半球形状の碗型にエッチングする。 [0030] 次に、図 9に示すようにレジストマスク 28を配置した状態で、凹部 20の最深部から基板 15の下面 (第 2面)までを垂直方向に貫く貫通孔 21を形成する。貫通孔 21を形成する際にはエッチングを促進する前述のエッチングガス（SF、 CF、 NF、 XeF

6 4 3 2 の少なくともいずれか一つ）とエッチングを抑制するガスとを交互に用いてドライエツチンダカ卩ェを行う。エッチングを抑制するガスとしては CHF、 C F、あるいはこれら

3 4 8

の混合ガスを用いることができる。このようなガスを、エッチングされた壁面に吹き付けると、その表面に CFのポリマーである保護膜が形成される。そのため、貫通孔 21を

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凹部 20の最深部力も基板 15の下面に向けて垂直に進行させることができる。

[0031] 以上のように貫通孔 21を形成した後、レジストマスク 28を除去すれば、図 10Aの走查型電子顕微鏡観察像と図 10Bの模式図に示すような凹部 20と貫通孔 21とが設けられた基板 15が完成する。なお、図 10Aは、基板 15の表面より 30° の角度からの観察結果である。

[0032] なお基板 15を斜めに傾けた状態で前述のようなエッチングカ卩ェをすることにより、貫通孔 21を基板 15の下面に向けて垂直に形成する以外に、貫通孔 21の方向に傾斜をつけることができ、このようにしてもよい。

[0033] 以上のように貫通孔 21を形成した後、図 1に示すように、チッププレート 13の上面に第 1電極 17を、下面に第 2電極 19を金属蒸着や無電解めつきなどでパターユングする。なお、第 1電極 17、第 2電極 19は、チップ 22毎に形成してもよぐ複数のチップ 22と共有させてもよい。

[0034] 次に接着剤を用いて、チッププレート 13の上面にゥエルプレート 12を貼り付けるとともに、チッププレート 13の開口部にチップ 22を実装する。そしてチッププレート 13の下面に流路プレート 14を貼り付ける。このようにして基板 15の上方に第 1電極槽 16 を、基板 15の下方に第 2電極槽 18をそれぞれ配置して細胞電位測定デバイス 11が完成する。

[0035] 本実施の形態では図 10Aに示すように、基板 15に（100)面配向のダイヤモンド構造のシリコン単結晶板を用いている。そのため、凹部 20をドライエッチングで形成しても凹部 20の表面の凹凸が少なくなり、エッチングが均一に進む。その結果、形成された凹部 20は貫通孔 21の開口部を中心とした対称性に優れた形状を有する。これにより、凹部 20の深さは、外観力測定できる凹部 20の開口径力も容易に算出することができる。そして凹部 20の深さと基板 15の厚みとから貫通孔 21の長さを算出できる。その結果、貫通孔 21の長さのばらつきを低減させて、細胞電位測定デバイス 1 1の測定精度を向上することができる。

[0036] また上述のように凹部 20内壁の表面粗さが低減する。そのため、平滑な凹部 20に細胞 25を捕捉することによって、貫通孔 21と細胞 25との密着性 (シール抵抗)を高めることができる。結果として細胞電位測定デバイス 11の測定精度を向上させることができる。

[0037] ここで凹部 20の内壁の表面粗さを低減できる理由を、図 11を用いて説明する。図 1 1は本実施の形態で用いた（100)面配向の単結晶シリコン板力もなる基板 15の模式図である。ベクトル Aは（100)面配向の基板 15における（111)面配向の法線べタトルを示しており、ベクトル Bは（100)面配向の法線ベクトルを示している。

[0038] ベクトル Aは基板 15の上面に対して 35. 3° の傾きを有し、基板 15の上面に対し、 54. 7° の角度で（111)面配向を有している。基板 15はこのようなベクトル Aを中心 Oから同心半球状に均等な位置に有している。

[0039] 基板 15を形成するシリコンはダイヤモンド結晶構造を有し、どのシリコン原子も 4個の結合肢で互いに結びつ、て、る。そしてこの（111)面配向はシリコン原子密度が最も高ぐまたシリコン同士の結合肢は 3個が基板 15表面力も下部へと伸び、表層にある自由な結合肢は 1個しかない構造となっている。一方、（100)面配向は二本の自由な結合肢が基板 15の表面力突き出すように存在し、反応性が高くなつている。よつて、（100)面配向の法線ベクトル Bの方向のエッチングは、（111)面配向の法線ベタトル Aの方向のエッチングと比較し、非常に速くなる。

[0040] すなわち、本実施の形態で用いた（100)面配向のシリコン基板 15は、ベクトル Bの方向のエッチングが速いことから凹部 20の深さ方向のエッチングが促進される。さらにベクトル Aが均等な放射状に存在して、ることから、エッチングが対称に進みやすぐ凹部 20内壁の表面粗さを低減することができると考えられる。その結果、凹部 20 の形状は対称性の優れた半球形状となる。

[0041] エッチングカ卩ェ時間などのエッチング条件は、凹部 20の外観を光学顕微鏡などで確認しながら、容易に調整でき、製造プロセスを簡易にすることができる。そして凹部

20の深さと基板 15の厚みとから貫通孔 21の長さを高精度に設定することができる。また凹部 20の表面が平滑になることにより、細胞 25と貫通孔 21との密着性が高まり、細胞電位測定デバイス 11の測定精度が向上する。

[0042] なおドライエッチングに用いるエッチングガスに、 N、 Ar、 He、 Hまたはこれらの混

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合ガスであるキャリアガスを混合して用いてもょ、。またエッチングガスのキャリアガスに対するモル比は、 0を超え、 2. 0以下であることが望ましい。このような組成およびモル比のキャリアガスを用いることによって前述のエッチングガスの拡散が均一となり、凹部 20の平滑性を向上させることができる。また凹凸などの形状を左右する複雑な因子を極力減らし平滑にすることによって、複数の凹部 20を実質的に同一形状に形成することが容易となる。

[0043] なおドライエッチング加工では、エッチングガスをレジストマスク 28の上方から凹部 2 0の内部へ注入し、所定時間充填する。その後、エッチングガスを吸引（除去）して回収し、再びエッチングガスを充填 '回収する。このような操作を複数回繰り返すことが好ましい。これによりエッチングガスを均一に拡散することが容易となる。そして貫通孔 21の内壁に僅かな凹凸を繰り返し形成しながら略直線に貫通孔 21を形成することができる。したがって、貫通孔 21の長さをより高精度に設計することができると共に、貫通孔 21の開口部付近では、その凹凸に細胞 25が食い込み、細胞 25と貫通孔 21 との密着性が向上する。

[0044] さらに本実施の形態では、図 9に示すように 1枚のレジストマスク 28を用い、ドライエツチングによって凹部 20、貫通孔 21の順に形成している。そのため、貫通孔 21の開口部の位置を凹部 20の最深部に正確に定めることができる。細胞 25は重力に従つて落下するため、凹部 20の最深部にトラップされやすい。したがって、貫通孔 21の開口部の位置を凹部 20の最深部にすることによって細胞電位測定デバイス 11の測定精度が向上する。また、凹部 20と貫通孔 21との複数の組を略同形状に形成することができ、これらの組の間での形状ばらつきによる測定誤差のばらつきが減少するため測定精度が向上する。さらに 2種類のレジストマスクを用いる場合と比較して製造の手間が省かれ、コスト低減に寄与する。 [0045] 本実施の形態では、凹部 20が貫通孔 21の開口部から外周上方へと滑らかに湾曲して立ち上がる内壁を有している。細胞 25は重力に従い、この内壁に沿って滑らかに貫通孔 21へと転がることができる。したがって、細胞 25が的確に凹部 20に捕捉され、細胞 25と貫通孔 21との密着性が高まり、細胞電位測定デバイス 11の測定精度向上に寄与する。

[0046] (実施の形態 2)

図 12、図 13はそれぞれ本発明の実施の形態 2による細胞電位測定デバイスにおけるチップの斜視図と断面図である。図 14は本実施の形態による細胞電位測定デバイスの基板である、（110)面配向の単結晶シリコン板における（111)面配向の位置を示す模式図である。本実施の形態と実施の形態 1との違いは、基板 15Aの材料として（110)面配向の単結晶シリコンを用いて、ることである。それ以外は実施の形態 1と同様である。なお、（110)面配向は、結晶構造の対称性によって等価となる（101 )面配向、（011)面配向を含む。

[0047] 図 14に示すように（110)面配向の単結晶シリコン板力もなる基板 15Aは、表面に対し 90° 及び 35. 3° の角度で（111)面配向を有している。すなわち、ベクトル Aは (110)面配向における（111)面配向の法線ベクトルであり、基板 15Aの中心 Oから 9 0° または 54. 7° の傾きを有している。またベクトル Cは（110)面配向の法線べタトルであり、点線は基板 15A上の基準線を示して、る。

[0048] 本実施の形態では、実施の形態 1と異なり、凹部 20Aの形状は略半楕円球形状となる。これは図 14に示すように、（111)面配向の法線ベクトル Aが中心 Oから同心半球状に均等に配置していないことから、基板 15Aの表面のエッチング形状は楕円に近ヽ形状となるためである。

[0049] このように本実施の形態では、基板 15Aとして（110)面配向の単結晶シリコン板を用いている。この場合も凹部 20Aの内壁の表面粗さは低減され、平滑な形状となる。そのため凹部 20Aは貫通孔 21の開口部を中心に対称性に優れた形状となる。したがって、エッチング条件毎に凹部 20Aの開口径と深さとの関係を算出しておけば、同じエッチング条件におヽては外観力も計測できる凹部 20Aの開口径から凹部 20Aの深さを算出することができる。結果として貫通孔 21の長さを高精度に設計することができる。

[0050] なお、本実施の形態では、実施の形態 1と異なり、（110)基板の表面に存在するシリコン原子の自由な結合肢は 1個しかないが、 2個は基板 15Aの表面に平行に存在している。そのため、結合肢は反応しやすい状態にある。よって、（110)面配向のシリコン基板 15Aを用いた場合も、（100)面配向のシリコン基板 15を用いた場合と同様に、（110)面配向の法線ベクトル C方向のエッチングは速くなる。そしてシリコン原子の水平方向のエッチング速度が顕著に速くなることは抑制される。また法線べタトル Aは半球状ではないが、対称性をもって放射状に配置されているため、エッチングは法線ベクトル Cに対し左右対称に進みやすいと推測される。

[0051] 以上のように本実施の形態でも、凹部 20Aの内壁の表面粗さが低減され、凹部 20 Aは平滑な形状となる。よって貫通孔 21と細胞 25との密着性が高まり、細胞電位測定デバイス 11の測定精度が向上する。

[0052] また、本実施の形態では、凹部 20Aの形状が略半楕円球形状となる。そのため楕円球形状の細胞 25を測定対象とする場合に、凹部 20Aに細胞 25を安定して保持することができ、測定精度の向上に寄与する。

[0053] (実施の形態 3)

図 15は本発明の実施の形態 3による細胞電位測定デバイスにおけるチップの断面図である。本実施の形態 3と実施の形態 1との違いは、基板 15の下面 (第 2面)上にシリコン酸ィ匕物層 30が形成されている点である。すなわち、本実施の形態におけるチップ 31は、約 20 μ mの基板 15と厚み約 2 μ mのシリコン酸化物層 30と厚み 400〜 500 m程度の下部シリコン層 32とを有する。シリコン酸ィ匕物層 30は基板 15の下面に配置され、下部シリコン層 32はシリコン酸ィ匕物層 30の下面に形成され、基板 15の下面力も起立した側壁を構成している。基板 15は（100)面配向した単結晶シリコン板力もなる。これ以外は実施の形態 1と同様である。なお、図 15で示すベクトルは（ 100)面配向の法線ベクトルを示す。

[0054] 次に、チップ 31の製造方法について図 16〜図 21を用いて説明する。図 16〜図 2 1は図 15に示すチップの製造ステップを示す断面図である。

[0055] まず、図 16に示すように、チップ基板 33の基板 15の上面にレジストマスク 34を形成する。チップ基板 33は基板 15とシリコン酸ィ匕物層 30と下部シリコン層 32の 3層で構成されている。基板 15は厚みが約 20 mであり（100)面配向した単結晶シリコン板力もなる。厚みが約 2 mのシリコン酸ィ匕物層 30は基板 15の下面に配置されている。厚み力 00〜500 μ m程度の下部シリコン層 32はシリコン酸化物層 30の下面に配置されている。

[0056] レジストマスク 34のマスクホール 35の形状は図 15の貫通孔 21の形状とほぼ同じになるように設計しておく。本実施の形態では貫通孔 21の最小開口径を 3 μ mとするので、マスクホール 35の開口径も 3 μ mである。

[0057] その後、図 17に示すように SF、 CF、 NF、 XeFの少なくともいずれかであるエツ

6 4 3 2

チングガスを用いドライエッチングによって基板 15の上面力もエッチングを行い、凹部 20を形成する。凹部 20の形成方法は実施の形態 1と同様である。

[0058] 次に、図 18に示すように、凹部 20から基板 15の下面までドライエッチングを行い、貫通孔 21となるホール 21Aを形成する。このとき、ドライエッチングガスとしてシリコンのエッチングを促進する SFなどを用いると、エッチンググレートの差によりシリコン酸

6

化物層 30がエッチングストップ層となる。すなわちシリコン酸ィ匕物層 30は基板 15を構成する材料よりもエッチンググレートの小さいエッチングストップ層である。そして、ホール 21Aの長さを設計通り一定に形成することができ、簡便な方法で高精度にホール 21 Aを形成することができる。

[0059] 次に、図 19に示すように、シリコン酸ィ匕物層 30を、基板 15の上面力も例えば CFな

4 どのガスを用いてエッチングする。これにより貫通孔 21を形成する。その後、レジストマスク 34を除去する。そして、図 20に示すように、下部シリコン層 32の下面にレジストマスク 38を形成する。その後、図 21のように下部シリコン層 32の下面からシリコン酸化物層 30までエッチングして貫通孔 21を完成させる。このときも、シリコン酸化物層 3 0がエッチングストップ層となるので、高精度に基板 15の厚みを調整することができる。その結果、貫通孔 21を高精度な長さにすることができる。その他の効果については実施の形態 1と同様であるため省略する。

[0060] なお、基板 15には（100)面配向の単結晶シリコン層を用いた力（110)面配向の単結晶シリコン層を用いても、凹部 20の表面粗さを低減し、表面形状を平滑にすることができる。また内壁形状は段差のない対称性の優れた形状とすることができる。さらに表面に凹凸が少ないと、形状を左右する因子が少なくなるため、凹部 20を複数個形成した場合、それらの形状の均一性を高めることができる。すなわち実施の形態 2 と同様の効果が得られる。

[0061] また本実施の形態では基板 15がシリコンの場合にシリコン酸ィ匕物層 30をエツチングストップ層とした力その他シリコン窒化物（Si N )でエッチングストップ層を形成し

3 4

てもよい。

[0062] (実施の形態 4)

図 22は本発明の実施の形態 4による細胞電位測定デバイスにおけるチップの断面図である。本実施の形態と実施の形態 1との違いは、基板 15の上面と凹部 20の内壁とがシリコン酸ィ匕物の膜 37で被覆されている点にある。すなわち、少なくとも凹部 20 の表面に絶縁材料力もなる膜 37が設けられている。それ以外の構成は実施の形態 1 と同様である。

[0063] これによりさらに凹部 20の内壁の表面粗さが小さくなり、平滑になる。したがって、細胞 25が貫通孔 21の開口部に密着しやすくなり、細胞電位測定デバイス 11の測定精度が向上する。また膜 37の材料として絶縁物を用いることにより、貫通孔 21の上部と下部との電気絶縁性が高まり、測定精度の信頼性向上に寄与する。

[0064] 膜 37の材料としてはシリコン酸ィ匕物以外にシリコン窒化物、シリコンォキシ窒化物、またはこれらの混合物などの材料を用いることができる。例えばシリコン酸ィ匕物ゃシリコン窒化物からなる膜 37は、シリコン酸ィ匕物やシリコン窒化物をスパッタ成膜することによって形成することができる。このような方法を用いるとアスペクト比の大きい貫通孔 21の内壁には膜 37が形成されにくぐ基板 15の上面と凹部 20の内壁にのみ膜 37 が形成される。また酸素雰囲気でシリコンからなるチップ 22を熱処理すればチップ 2 2の表面全体にシリコン酸ィ匕物力もなる膜 37が形成される。このように膜 37は少なくとも凹部 20の表面に絶縁材料力もなる膜 37が設けられていればよい。

[0065] 膜 37としてシリコン酸ィ匕物を用いる場合、膜 37を被覆しない場合と比較して凹部 2 0の内壁の親水性が向上する。一般に、細胞 25の表面は親水性を有するため、凹部 20の内壁の親水性が向上することによって、細胞 25は凹部 20の内壁により密着して保持される。具体的には、膜 37を設けることによって膜 37がない場合と比べて細胞 2 5と凹部 20表面との接触角が約 1Z3まで低減する。その他の効果については実施の形態 1と同様であるため省略する。

[0066] (実施の形態 5)

図 23は本発明の実施の形態 5による細胞電位測定デバイスにおけるチップの断面図である。図 24は図 23に示すチップの拡大断面図である。本実施の形態と実施の形態 1との違いは、チップ 22を上下反転させて図 1のチッププレート 13に配置している^;である。

[0067] すなわち本実施の形態は、基板 15は（100)面配向のシリコン板であり、基板 15の上面 (第 2面）には貫通孔 21が形成され、下面 (第 1面）には凹部 20が形成されている。そして凹部 20は略半球形状であって、貫通孔 21の開口部から外周へ広がり、滑らかに湾曲して上面に繋がる内壁を有している。

[0068] これにより本実施の形態では、貫通孔 21の長さのばらつきが低減されるだけでなく、貫通孔 21から図 1に示す第 2電極槽 18にかけて流路の断面積変化が緩やかになり、流体抵抗力、さくなつて電解液等が流れやすくなる。また基板 15の下方力もの吸引がしゃすくなり、細胞 25を的確に貫通孔 21の開口部に密着させることができる。またナイスタチンなど、基板 15の下方から注入する薬液が貫通孔 21に流れ込みやすくなり、細胞 25に迅速に到達させることができる。

[0069] さらに、凹部 20の内壁表面が平滑であるため、凹部 20の内壁に発生する気泡が低減される。そのため細胞 25を貫通孔 21に吸引する際の圧力が気泡の存在によって伝達しに《なるのを抑制することができる。したがって、細胞 25を的確に貫通孔 21 に密着させることができる。

[0070] また、貫通孔 21の表面粗度を凹部 20の表面粗度よりも大きくしておくことが好ましい。これによつて、貫通孔 21の内壁の凹凸が細胞 25に対するアンカー効果となり、基板 15上面に凹部 20を形成しなくとも、貫通孔 21との密着性をより向上させることができ、測定精度を高めることができる。その他、実施の形態 1と同様の構成 ·効果については、説明を省略する。

[0071] なお、本実施の形態では、基板 15として（100)面配向のシリコン板を用いた力実施の形態 2と同様に基板 15として（110)面配向のシリコン板を用いても同様の効果が得られる。また、凹部 20の内壁や基板 15の下面を、実施の形態 4と同様にシリコン酸ィ匕物等の絶縁性の膜 37で被覆してもよい。これにより凹部 20の内壁がさらに平滑になり、貫通孔 21の上部と下部との電気絶縁性が高まる。

[0072] (実施の形態 6)

図 25は本発明の実施の形態 6による細胞電位測定デバイスにおけるチップの断面図である。図 26は図 25に示すチップの拡大断面図である。本実施の形態と実施の形態 3との違いは、チップ 31を上下反転させて図 1に示すチッププレート 13に配置させるとともに、基板 15の上面 (第 2面）にシリコン酸ィ匕物層 30が形成されている点である。

[0073] すなわち、チップ 31は、厚み約 20 μ mの基板 15と厚み約 2 μ mのシリコン酸化物層 30と厚み 400〜500 μ m程度の上部シリコン層 40とを有する。シリコン酸化物層 3 0は基板 15の上面に配置され、上部シリコン層 40はシリコン酸ィ匕物層 30の上に形成されている。このように本実施の形態は、実施の形態 3と実施の形態 5とを組み合わせた構成となる。

[0074] この構成でも実施の形態 3と同様に、シリコン酸ィ匕物層 30がエッチングストップ層となり、基板 15の厚みを高精度に設計できる。また凹部 20の深さも実施の形態 1と同様に、高精度に設計できることから、結果として貫通孔 21の長さの管理精度が向上する。合せて実施の形態 5と同様の効果も得られる。

[0075] さらに本実施の形態では、凹部 20からシリコン酸ィ匕物層 30まで基板 15に貫通孔 2 1を形成した後、シリコン酸ィ匕物層 30にホール 41を形成する。したがって、基板 15に貫通孔 21を形成するためのエッチングガス（例えば SF +)がシリコン酸ィ匕物層 30上

5

で溜まり、このエッチングガスのプラスイオン同士が反発して、貫通孔 21の横方向に拡散し、意図的にエッチングを横方向に進ませることができる。

[0076] その結果、図 26に示すように、基板 15とシリコン酸ィ匕物層 30との接触面において、貫通孔 21の開口径がシリコン酸ィ匕物層 30のホール 41より広がり、貫通孔 21内壁に窪み 42ができる。ホール 41の開口部に密着した細胞 25は窪み 42に引つかかり、ホール 41開口部と細胞 25との密着性がより向上する。なお、本実施の形態も基板 15 に（110)面配向のシリコン板を用いてもよ！、。

[0077] また、実施の形態 1〜6では基板 15としてシリコン板を用いた力その他ダイヤモンドなど、ダイヤモンド構造の単結晶板を用いてもよい。なお、ダイヤモンドの場合、ェツチングガスとして酸素などを用いることができる。またチップ 22、 31は基板 15の下面力も起立した側壁 22Aまたは下部シリコン層 32を有している力基板 15のみをチッププレート 13の開口部に固定してもよ、。

産業上の利用可能性

[0078] 本発明による基板とその製造方法では、貫通孔の長さを管理することができ、高精度に貫通孔の長さを同等にすることができる。また基板に設けられ、細胞を保持する凹部の内壁の表面形状が平滑になる。これらによりこの基板を用いた細胞電位測定デバイスの測定精度が向上する。したがって、高精度の測定が求められる医療'バイォ分野における、微小電子機械システム (MEMS)技術を応用したデバイスに有用である。

Claims

請求の範囲

[1] 第 1面と前記第 1面に対向する第 2面とを有し、（100)面配向のダイヤモンド構造を有する単結晶板からなり、

前記第 1面に凹部が形成されるとともに、前記凹部力前記第 2面に向けて貫通孔が形成され、前記凹部は前記貫通孔の開口部から外周へ広がり、湾曲して前記第 1面に繋がる内壁を備えた、

細胞電位測定デバイス用基板。

[2] 前記凹部は半球形状である、

請求項 1記載の細胞電位測定デバイス用基板。

[3] 前記貫通孔の直径が 0 mより大きく 3 m以下である、

請求項 1記載の細胞電位測定デバイス用基板。

[4] 前記凹部の表面に配置された絶縁材料力なる膜をさらに備えた、

請求項 1記載の細胞電位測定デバイス用基板。

[5] 前記貫通孔の内壁の表面粗度は、前記凹部の内壁の表面粗度よりも大きい、

請求項 1記載の細胞電位測定デバイス用基板。

[6] 前記基板の前記第 2面上に形成され、前記基板を構成する材料よりもエッチングレートの小さいエッチングストップ層をさらに備えた、

請求項 1記載の細胞電位測定デバイス用基板。

[7] 請求項 1記載の細胞電位測定デバイス用基板と、

前記基板の上方に配置された第 1電極槽と、

前記第 1電極槽の内部に配置された第 1電極と、

前記基板の下方に配置された第 2電極槽と、

前記第 2電極槽の内部に配置された第 2電極と、を備えた、

細胞電位測定デバイス。

[8] 第 1面と前記第 1面に対向する第 2面とを有し、（110)面配向のダイヤモンド構造を有する単結晶板からなり、

前記第 1面に凹部が形成されるとともに、前記凹部力前記第 2面に向けて貫通孔が形成され、前記凹部は前記貫通孔の開口部から外周へ広がり、湾曲して前記第 1面に繋がる内壁を備えた、細胞電位測定デバイス用基板。

[9] 前記凹部は半楕円球形状である、

請求項 8記載の細胞電位測定デバイス用基板。

[10] 前記貫通孔の直径が 0 μ mより大きく 3 m以下である、

請求項 8記載の細胞電位測定デバイス用基板。

[11] 前記凹部の表面に配置された絶縁材料力なる膜をさらに備えた、

請求項 8記載の細胞電位測定デバイス用基板。

[12] 前記貫通孔の内壁の表面粗度は、前記凹部の内壁の表面粗度よりも大きい、

請求項 8記載の細胞電位測定デバイス用基板。

[13] 前記基板の前記第 2面上に形成され、前記基板を構成する材料よりもエッチングレートの小さいエッチングストップ層をさらに備えた、

請求項 8記載の細胞電位測定デバイス用基板。

[14] 請求項 8記載の細胞電位測定デバイス用基板と、

前記基板の上方に配置された第 1電極槽と、

前記第 1電極槽の内部に配置された第 1電極と、

前記基板の下方に配置された第 2電極槽と、

前記第 2電極槽の内部に配置された第 2電極と、を備えた、

細胞電位測定デバイス。

[15] 第 1面と前記第 1面に対向する第 2面とを有し、（100)面配向のダイヤモンド構造と（

110)面配向のダイヤモンド構造とのいずれかを有する単結晶板の前記第 1面にフォトマスクを用いてマスクホールを有するレジストマスクを形成するステップと、前記第 1面にドライエッチングにより凹部を形成するステップと、

前記凹部から前記第 2面までドライエッチングにより前記単結晶板を貫通させ、前記マスクホールと同開口径を有する貫通孔を設けるステップと、を備えた、

細胞電位測定デバイス用基板の製造方法。

[16] 前記マスクホールの開口径が 0 μ mより大きく 3 μ m以下である、

請求項 15記載の細胞電位測定デバイス用基板の製造方法。

[17] 前記凹部を形成するステップにお、てエッチングガスを用い、前記エッチングガスが CF、 SF、 NF、 XeFの少なくともいずれか一つである、

4 6 3 2

請求項 15記載の細胞電位測定デバイス用基板の製造方法。

[18] 前記凹部を形成するステップにお、てエッチングガスとキャリアガスとを用い、前記キャリアガスが N、 Ar、 He、 Hの少なくともいずれか一つである、

2 2

請求項 15記載の細胞電位測定デバイス用基板の製造方法。

[19] 前記凹部を形成するステップにお、てエッチングガスとキャリアガスとを用い、前記ェツチングガスの前記キャリアガスに対するモル比が 0を超え、 2. 0以下である、請求項 15記載の細胞電位測定デバイス用基板の製造方法。

[20] 前記凹部を形成するステップにお、てエッチングガスを用い、前記エッチングガスの充填と除去とを複数回繰り返す、

請求項 15記載の細胞電位測定デバイス用基板の製造方法。

[21] 前記貫通孔を形成するステップにお、てエッチングガスとエッチング抑制ガスとを交互に用いる、

請求項 15記載の細胞電位測定デバイス用基板の製造方法。

[22] 前記エッチングガスが CF、 SF、 NF、 XeFの少なくともいずれか一つである、

4 6 3 2

請求項 21記載の細胞電位測定デバイス用基板の製造方法。

[23] 前記エッチング抑制ガスが CHF、 C Fの少なくともいずれか一つである、

3 4 8

請求項 21記載の細胞電位測定デバイス用基板の製造方法。