WO2011121968A1 - センサデバイス - Google Patents

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WO2011121968A1
WO2011121968A1 PCT/JP2011/001805 JP2011001805W WO2011121968A1 WO 2011121968 A1 WO2011121968 A1 WO 2011121968A1 JP 2011001805 W JP2011001805 W JP 2011001805W WO 2011121968 A1 WO2011121968 A1 WO 2011121968A1
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WO
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holding plate
sensor device
silicon
holes
sensor chip
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Application number
PCT/JP2011/001805
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French (fr)
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健樹 山本
中谷　将也
浩司 牛尾
芳樹 山田
悠介 中野
Original Assignee
パナソニック株式会社
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Publication date
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Priority to JP2012508073A priority patent/JPWO2011121968A1/ja
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Priority to US13/603,145 priority patent/US20120325657A1/en

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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/483—Physical analysis of biological material
    • G01N33/487—Physical analysis of biological material of liquid biological material
    • G01N33/48707—Physical analysis of biological material of liquid biological material by electrical means
    • G01N33/48728—Investigating individual cells, e.g. by patch clamp, voltage clamp
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/02—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance
    • G01N27/04—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance by investigating resistance
    • G01N27/06—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance by investigating resistance of a liquid
    • G01N27/08—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance by investigating resistance of a liquid which is flowing continuously

Definitions

  • the present invention adsorbs and holds a specimen such as a cell or a biomaterial, adsorbs and holds the specimen on a cell electrophysiological sensor that measures the electrophysiological activity of the specimen, or a bead having a probe, and the like,
  • the present invention relates to a sensor device such as a substance identification sensor for identifying a sample such as a biological substance or an environmental substance.
  • Biosensors and biochips are biosensing of proteins, genes, low molecular weight signal molecules, and the like, based on biological molecular recognition mechanisms. For this purpose, biosensing is performed by monitoring selective specific binding such as receptor ligand or antigen-antibody reaction or selective catalytic reaction such as enzyme using a predetermined sensor device.
  • a cell electrophysiological sensor has been proposed as a method for electrophysiologically measuring an ion channel present in a cell membrane. This does not require the skill of inserting a micropipette into an individual cell as in the conventional patch clamp method, and is suitable for a high-throughput automated system.
  • the sensor device is designed so that at least one well can be successfully measured by always dispensing and measuring one type of subject into a plurality of wells (for example, 4 wells). Has been done.
  • a method for measuring an averaged ionic current from a cell population has been proposed.
  • a sensor device is used in which a plurality of through holes are arranged in a lattice pattern in each well of the plate.
  • the present invention facilitates the adsorption and retention of the analyte and improves the success rate of the measurement.
  • the present invention is a sensor device including a mounting substrate and a sensor chip held on the mounting substrate.
  • the sensor chip has a holding plate and a plurality of through holes penetrating the first surface and the second surface of the holding plate.
  • a solution containing the specimen is caused to flow on the first surface of the holding plate, and the plurality of through holes hold the specimen.
  • the direction of the line connecting the centers of the adjacent through holes is not parallel to the solution flow direction.
  • the sensor chip in which a plurality of through holes are formed it is possible to facilitate the suction and adsorption of the subject by preventing the interference between the subjects, and as a result, the success rate of the measurement can be improved.
  • FIG. 1 is a schematic cross-sectional view showing a configuration of a cell electrophysiological sensor which is an example of a sensor device according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a sectional view of a sensor chip in the sensor device according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a schematic plan view of a holding plate in the sensor device according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining the flow direction of the solution of the sensor device according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is a schematic plan view showing another configuration of the holding plate of the sensor device according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 6 is a diagram for explaining the method for manufacturing the sensor chip in the sensor device according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 is a schematic cross-sectional view showing a configuration of a cell electrophysiological sensor which is an example of a sensor device according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a sectional view
  • FIG. 7 is a diagram for explaining a method for manufacturing the sensor chip in the sensor device according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining a method for manufacturing the sensor chip in the sensor device according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 is a diagram for explaining a method for manufacturing the sensor chip in the sensor device according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 10 is a cross-sectional view showing the configuration in the vicinity of the through hole of the sensor chip in the sensor device according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 11A is a diagram showing a cleavage plane of a silicon (100) substrate used for a holding plate in the sensor device according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 11B is a diagram showing a cleavage plane of the silicon (110) substrate used for the holding plate in the sensor device according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 11C is a diagram showing a cleavage plane of the silicon (111) substrate used for the holding plate in the sensor device according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 12 is a cross-sectional view showing a configuration of a sensor chip in the sensor device according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 13 is a schematic plan view of a sensor chip holding plate in a sensor device according to a second embodiment of the present invention.
  • FIG. 14A is a plan view showing the configuration of the through hole in the sensor device according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 14B is a cross-sectional view showing the configuration of the sensor device according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 14C is a bottom view showing the configuration of the recess in the sensor device according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 15A is a schematic plan view for explaining a configuration of a sensor chip in the sensor device according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 15B is a schematic plan view for explaining the configuration of another example of the sensor device according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 16 is a diagram for explaining the method for manufacturing the sensor chip in the sensor device according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 17 is a diagram for explaining the method for manufacturing the sensor chip in the sensor device according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 18 is a diagram for explaining the method for manufacturing the sensor chip in the sensor device according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 19 is a diagram for explaining a method for manufacturing the sensor chip in the sensor device according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 20 is a schematic cross-sectional view showing a configuration of a sensor device according to the third embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 is a schematic cross-sectional view showing a configuration of a cell electrophysiological sensor 50 which is an example of a sensor device according to the first embodiment of the present invention.
  • the cell electrophysiological sensor 50 includes a mounting substrate 11 and a sensor chip 13 having a holding plate 12 mounted on the mounting substrate 11.
  • the cell electrophysiological sensor 50 is further disposed on the upper surface (first surface 51) side of the sensor chip 13 inside the first electrode tank 14 and the first electrode tank 14 disposed above the sensor chip 13.
  • the first electrode 15 is provided.
  • the cell electrophysiological sensor 50 is a second electrode tank 16 disposed below the sensor chip 13 and a lower surface (second surface 52) of the sensor chip 13 inside the second electrode tank 16.
  • a second electrode 17 is provided on the side opposite to the one surface side.
  • the sensor chip 13 has a plurality of through holes 18 formed from the first surface toward the second surface.
  • the first electrode tank 14 is filled with a first electrolyte solution (extracellular fluid) containing cells to be the subject 19, and the second electrode tank 16 is filled with a second electrolyte solution (intracellular solution). Both the first electrolytic solution and the second electrolytic solution flow in the direction of the arrow shown in FIG.
  • the sensor chip 13 becomes a boundary interface between the first electrolyte solution (extracellular fluid) and the second electrolyte solution (intracellular solution). Further, the subject 19 and the first electrolytic solution are drawn into the through hole 18 by applying pressure from the first surface side of the sensor chip 13 through the through hole 18 or reducing pressure from the second surface side of the sensor chip 13. As a result, the subject 19 can be sucked and held so as to block the through-hole 18 and sampled.
  • mammalian muscle cells are used as the subject 19, and an electrolyte solution to which K + ions are added at about 155 mM, Na + ions at about 12 mM, and Cl 2 ⁇ ions at about 4.2 mM is added as the first electrolyte.
  • an electrolytic solution containing about 4 mM K + ions, about 145 mM Na + ions, and about 123 mM Cl ⁇ ions is used.
  • the 1st electrolyte solution and the 2nd electrolyte solution can also use the thing of the same composition.
  • fine pores are formed in the subject 19 by further sucking from the second electrode tank 16 side or by introducing a drug (for example, nystatin).
  • a drug for example, nystatin
  • This stimulation includes, for example, physical stimulation by mechanical displacement, light, heat, electricity, electromagnetic waves, etc. in addition to chemical stimulation by chemicals or poisons.
  • the subject 19 When the subject 19 responds actively to these stimuli, the subject 19 releases or absorbs various ions through, for example, a channel held by the cell membrane. Thereby, since the potential gradient inside and outside the cell changes, the electrical change can be detected by the first electrode 15 and the second electrode 17, and the pharmacological reaction of the cell can be examined.
  • mammalian muscle cells are used as an example of the subject 19, but the subject 19 is not limited to cells.
  • the subject 19 may be any object such as particles.
  • the configuration of the cell electrophysiological sensor 50 described above is based on the presence of a DNA sensor that detects a specific DNA sequence such as a virus or a food production area, a SNP sensor that detects a SNP (single nucleotide polymorphism) sequence, or an allergen (allergic antigen). It can be widely used in agricultural fields, medical fields, environmental fields, etc., such as antigen sensors to detect.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view of the sensor chip 13 in the sensor device according to the first embodiment of the present invention.
  • the sensor chip 13 includes the holding plate 12 having the silicon dioxide layer 21 on the first surface side.
  • the holding plate 12 has a plurality of through holes that communicate the first surface and the second surface. 18 is formed.
  • the holding plate 12 preferably has a laminated structure composed of a silicon layer 20 mainly composed of silicon and a silicon dioxide layer 21. Further, by forming a silicon layer 22 mainly composed of silicon so as to surround the plurality of through holes 18 on the first surface side of the silicon dioxide layer 21 of the holding plate 12, the strength of the sensor chip 13 itself is increased. This is desirable.
  • the measurement accuracy can be improved by covering the silicon layers 20 and 22 with an insulating film 23 such as a silicon dioxide film or a silicon nitride film.
  • an insulating film 23 such as a silicon dioxide film or a silicon nitride film.
  • the silicon layer 20 has a silicon (100) surface.
  • the SOI substrate has a three-layer structure of silicon layer-silicon dioxide layer-silicon layer.
  • the silicon dioxide layer 21 can serve as an etching stop layer during the etching process, so that the sensor chip 13 can be manufactured with high accuracy.
  • the thickness of the silicon dioxide layer 21 is preferably 0.5 to 10 ⁇ m from the viewpoint of the thickness required as an etching stop layer and productivity.
  • the holding plate 12 having a plurality of through holes 18 may be as thin as several ⁇ m, and the silicon layer 22 is formed in consideration of handling and mountability in the manufacturing process. Accordingly, the silicon layer 22 functions as a holding portion of the sensor chip 13 and plays a role of holding the mechanical strength and a function of storing the liquid.
  • the silicon layer 22 is not an indispensable component, and a predetermined dimension can be appropriately selected depending on the shape and structure of the sensor chip 13.
  • the silicon layer 22 can be formed by etching using an SOI substrate, bonding, or the like, but etching from the SOI substrate is preferably used for process consistency.
  • the thickness of the holding plate 12 is increased, it is difficult to break, but the time required for processing becomes longer, so that it is desirable that the holding plate 12 is thinner from the viewpoint of process throughput. Further, when the thickness of the holding plate 12 is increased, the through-hole 18 becomes longer, so that the flow resistance when adsorbing the subject 19 with pressure increases, and the subject 19 becomes difficult to be sucked. The success rate of decreases. In view of these points, the thickness of the holding plate 12 is desirably about 5 to 50 ⁇ m.
  • an SOI substrate in which the silicon layer 20 is made of silicon (100) is selected as a base material for manufacturing the sensor chip 13, but a silicon (110) substrate, a silicon (111) substrate, or It is also possible to use other substrates such as silicon substrates, glass substrates, film resins having other plane orientations. In that case, what is necessary is just to perform the shape of the sensor chip 13 and the arrangement
  • the substrate containing silicon (100) only needs to contain at least silicon (100). That is, not only the silicon (100) alone, but also an SOI substrate using silicon (100) as the silicon layer 20, a substrate partially or entirely doped with an element such as boron, or glass, etc. Alternatively, a substrate on which silicon (100) is bonded may be used.
  • the silicon dioxide layer 21 that functions as an etching stop layer is generally formed by thermal oxidation, but other than CVD (Chemical Vapor Deposition) method, sputtering method, CSD (Chemical Solution Deposition) method, etc.
  • the silicon dioxide layer 21 formed by the above method can also be used.
  • a doped oxide layer such as a so-called PSG (Phosphorus Silicon Glass) layer doped with phosphorus, a so-called BSG (Boron Silicon Glass) layer doped with boron, or a BPSG (Boron Phosphorus Silicon Glass) layer doped with phosphorus and boron. May be used.
  • FIG. 3 is a schematic plan view of the holding plate 12 in the sensor device according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 shows the arrangement of the through holes 18 formed on the holding plate 12 of the sensor chip 13.
  • 3 indicates the flow direction H1 of the solution flowing on the first surface side of the sensor chip 13.
  • the solution flow direction H1 and the direction of the line segment H2 connecting the centers of the adjacent through holes 18 are non-parallel.
  • a plurality of through holes 18 are formed.
  • the adjacent through holes 18 indicate the two closest through holes.
  • the through hole adjacent to the through hole 18a becomes the through hole 18b having the closest distance from the center of the through hole 18a to the center of the through hole.
  • the flow direction H1 of the solution indicates the flow direction as an average of the fluid.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining the solution flow direction H1 of the sensor device according to the first embodiment of the present invention.
  • the solution flow direction H1 is parallel to the wall surface 14a.
  • the solution flow direction H1 is the average flow direction of the fluid.
  • the shape of the holding plate 12 of the sensor chip 13 is a square, and nine through holes 18 are formed. Further, the nine through holes 18 are arranged so that a square is formed when a line segment H2 connecting the centers of the adjacent through holes 18 is drawn. Further, an extension line of the line segment H2 connecting the centers of the adjacent through holes 18 (a line indicated by XX in FIG. 3) is 30 degrees with respect to one side of the square shape of the holding plate 12 (lower side in FIG. 3). It is rotating.
  • the shape of the holding plate 12 of the sensor chip 13 is desirably a square. This is because the holding plate 12 of the sensor chip 13 can be formed so as to minimize the useless area where the through hole 18 is not formed, and the holding plate 12 can be used effectively, contributing to cost reduction. is there.
  • the sensor chip 13 has a square shape including the silicon (110) direction on one side.
  • the silicon By forming the silicon into a square shape including one side of the silicon (110) direction that is the cleavage plane, good workability can be obtained when the sensor chip 13 is separated by conventional blade dicing.
  • the holding plate 12 has a square shape of 1 mm ⁇ 1 mm.
  • the shape of the holding plate 12 of the sensor chip 13 is not necessarily limited to a square, and even in the case of a square, it is not always necessary to include the silicon (110) direction on one side.
  • the shape of the holding plate 12 of the sensor chip 13 other shapes such as a circle, a parallelogram, and a rectangle are conceivable.
  • the processed surface is other than the silicon (110) surface
  • the workability by blade dicing is reduced.
  • the workability of the sensor chip 13 is improved, and an arbitrary shape can be selected.
  • dicing using a laser high-speed, chipping-less, high bending strength processing becomes possible, and the sensor chip 13 can be made thin and small. Processing by laser dicing can be determined by the influence of heat, contamination of debris, generation of a vertical crack in the surface direction of the sensor chip 13, and the like.
  • a scallop may be formed on the side surface of the sensor chip 13.
  • etching can be used when the sensor chips 13 are separated individually.
  • an etching mark is generated on the side surface of the sensor chip 13.
  • a Bosch process that repeats an etching and deposition cycle is used, a step shape called a scallop is formed on the side surface of the sensor chip 13. The step of the scallop is on the order of several nm to several tens of nm.
  • Any number of through holes 18 can be selected. This can be created using a similar process by changing the number of mask holes in the resist mask formed when the through holes 18 are formed.
  • the number of through holes 18 is increased, the averaged ion current can be measured, and the success rate of the measurement is improved. However, if the number of through-holes 18 is too large, through-holes 18 in which the subject 19 is not held are easily generated, the combined resistance of the entire sensor chip 13 is reduced, and appropriate ion current measurement cannot be performed.
  • the number of through-holes 18 can be 2 to 128, but considering the success rate of the measurement, it is preferably around 10.
  • the nine through holes are formed such that the shape formed when all the centers of the nine through holes 18 of 3 ⁇ 3 are connected is a square. Hole 18 was formed.
  • the arrangement of the through holes 18 can be selected appropriately from the shape of the sensor chip 13 and the number of the through holes 18.
  • the distance between the centers of the through holes 18 is preferably 20 ⁇ m or more from the viewpoint of the measurement success rate.
  • the size of the cell used as the subject 19 is generally about 20 ⁇ m. Therefore, if the interval between the through holes 18 is smaller than this, interference between cells occurs. This is because the success rate of measurement decreases.
  • the distance between the through holes 18 is set to 50 ⁇ m in order to prevent interference between the objects 19 by providing a sufficient distance.
  • the intervals between the through-holes 18 are good, and it is desirable that the arrangement is such that the peripheral through-holes 18 are vertically and horizontally symmetrical with respect to a certain through-hole 18a. That is, the through holes 18 are arranged so as to be point symmetric at the center point of the holding plate 12. By arranging in this way, symmetry occurs when the subject 19 is adsorbed, and averaged data can be easily obtained.
  • the line H2 (the line indicated by XX in FIG. 3) connecting the centers of the adjacent through holes 18a and 18b is the silicon (110) used as the holding plate 12.
  • the through hole 18 is arranged so as to rotate by 30 ° with respect to the direction, a similar effect can be obtained at any angle.
  • the centers of the through holes 18 are aligned on the silicon (110) direction used as the holding plate 12, and therefore the through holes 18 arranged in the direction are measured at the time of measurement. Interference between the objects 19 flowing into the flow path can occur. For this reason, it is desirable to select any other angle in which the centers of the through holes 18 are not aligned in the silicon (110) direction.
  • the arrangement of the through holes 18 includes a line segment connecting the centers of the adjacent through holes 18
  • FIG. 5 is a schematic plan view showing another configuration of the holding plate 12 of the sensor device according to the first embodiment of the present invention.
  • the through holes 18 are formed so that the shape depicting the line segment H2 connecting the centers of the adjacent through holes 18 is an equilateral triangle.
  • the flow direction H1 of the solution and the line segment H2 connecting the centers of the adjacent through holes 18a and 18b are not parallel.
  • the solution flow direction H1 is parallel to the line segment H3 connecting the centers of the non-adjacent through holes 18a and 18c, but is adjacent to the length of the line segment H3 connecting the centers of the non-adjacent through holes 18a and 18c.
  • the relationship with the length of the line segment H2 connecting the centers of the through holes 18a and 18b only needs to be a relationship of H3> H2.
  • a line segment H2 connecting the centers of the adjacent through holes 18a and 18b (a line indicated by Y-YY in FIG. 5) is rotated by 30 ° with respect to the silicon (110) direction used as the holding plate 12.
  • a through hole 18 is disposed.
  • the density of the through hole 18 can be increased while the sensor chip 13 is downsized, and the subject 19 can be efficiently adsorbed and held. Become.
  • the direction of the line segment H2 connecting the centers of the adjacent through holes 18a and 18b does not coincide with the flow direction H1 of the solution flowing on the first surface side.
  • the subject 19 held in the front through hole 18 in the flow direction of the solution containing the subject 19 becomes an obstacle, and the rear through hole
  • 6 to 9 are views for explaining a method of manufacturing the sensor chip 13 in the sensor device according to the first embodiment of the present invention.
  • an SOI substrate in which the silicon layer 20 is made of silicon (100) is prepared as a substrate for manufacturing the sensor chip 13.
  • a first resist mask 24 is formed on the surface of the silicon layer 20 (the lower surface in FIG. 6). At this time, a desired number of mask holes 25 having substantially the same shape as the shape of the opening of the through hole 18 are patterned for each sensor chip 13.
  • the through hole 18 is formed by etching the silicon layer 20 from the mask hole 25 side.
  • dry etching is desirable because high-precision fine processing is possible.
  • a gas that promotes etching (etching gas) and a gas that suppresses etching (suppressing gas) are alternated. Used for.
  • SF 6 is used as an etching gas
  • C 4 F 8 is used as a suppression gas.
  • plasma is generated by an inductive coupling method of an external coil, and when SF 6 is introduced therein as an etching gas, F radicals are generated. The generated F radicals react with the silicon layer 20 to chemically etch the silicon layer 20.
  • This fluorocarbon film becomes a polymerized film to suppress etching.
  • This polymerized film is formed not only on the wall surface portion of the through hole 18 but also on the bottom surface. Since the polymer film formed on the bottom surface of the through hole 18 is easily removed by ion bombardment as compared with the polymer film formed on the wall surface, the etching proceeds in the vertical direction. As such etching progresses, it eventually reaches the surface of the silicon dioxide layer 21 and the progress of the etching in the depth direction stops at the exposed surface of the silicon dioxide layer 21.
  • the silicon dioxide layer 21 has a property that it is difficult to be etched under the above-described etching conditions. Therefore, when the etching proceeds and reaches the surface of the silicon dioxide layer 21, the progress of the etching in the depth direction stops at the exposed surface of the silicon dioxide layer 21 as described above.
  • etching ions are accumulated on the surface of the exposed silicon dioxide layer 21, and the etching ions and etching ions accumulated on the surface of the silicon dioxide layer 21 are repelled and etched. Ions begin to travel laterally. For this reason, in the vicinity of the silicon dioxide layer 21, it is possible to form a recess 26 whose opening width gradually increases in a tapered shape.
  • the holding plate 12 has a laminated structure of the silicon layer 20 that is a conductor and the silicon dioxide layer 21 that is an insulator, so that the etching easily proceeds in the lateral direction on the surface of the silicon dioxide layer 21.
  • the recess 26 can be formed.
  • the depth of the recess 26 is about 1 ⁇ m. This depth can be controlled by the etching time.
  • CF 4 can be used as the etching gas
  • CHF 3 can be used as the suppression gas
  • a recess may be provided in the opening of the through hole 18 of the holding plate 12.
  • the depression is provided on the first surface side of the holding plate 12 that holds the subject 19, the subject 19 is easily concentrated in the vicinity of the through hole 18, so that the measurement success rate is improved.
  • etching rate is generally silicon (100) plane> silicon (110) plane >> silicon (111) plane, a pyramid-shaped depression is formed.
  • gas etching that can etch silicon, such as SF 6 , CF 4 , Cl 2 , and XeF 2 , may be used for forming the recess. According to this method, the shape can be controlled variously.
  • a rim portion (not shown) may be formed in the through hole 18 of the holding plate 12.
  • the inner wall of the through hole 18 of the holding plate 12 is preferably smooth.
  • the silicon dioxide layer 21 is dry-etched from the second surface side.
  • an etching gas used for this dry etching for example, a mixed gas of CHF 3 and Ar is used.
  • the plasma-excited Ar gas becomes an etching gas with high straightness.
  • the silicon dioxide layer 21 which is an insulator can be selectively etched by going straight through the opening of the through hole 18 and entering.
  • CHF 3 hardly forms a polymer film on the surface of the silicon dioxide layer 21, but forms a polymer film made of fluorocarbon on the surface of the silicon layer 20.
  • the fluorocarbon film when the through hole 18 is formed also functions as a protective film. For this reason, the effect which is easy to selectively etch the silicon dioxide layer 21 further is acquired.
  • CF 4 / H 2 , CHF 3 / SF 6 / He, or the like can also be used.
  • the two materials of the laminate of the holding plate 12 have different etching rates for the same gas, so that the silicon dioxide layer 21 is etched when the silicon layer 20 is etched. In other words, the silicon layer 20 is not etched when the silicon dioxide layer 21 is etched. Utilizing this property, the desired shape of the through hole 18 can be easily formed.
  • the silicon layer is etched under the same etching conditions as the silicon layer 20 is etched. 22 is etched to form a cavity. The progress of this etching in the depth direction also stops at the exposed surface of the silicon dioxide layer 21. At this time, as shown in FIG. 9, the peripheral portion of the through hole 18 of the silicon dioxide layer 21 has a shape as if the silicon dioxide layer 21 protruded (overhang state).
  • the surfaces of the silicon 20 and 22 are oxidized, and uniform silicon dioxide is formed on the exposed surfaces of the silicon 20 and 22.
  • An insulating film 23 that is a film is formed. In this way, the sensor chip 13 can be manufactured.
  • the thickness of the insulating film 23 is 200 to 230 nm.
  • the thickness of the silicon dioxide layer 21 also increases at the same time, but since the oxidation proceeds by the diffusion of oxygen, the amount of increase differs depending on the thickness of the silicon dioxide layer 21 before oxidation. For example, when the thickness of the silicon dioxide layer 21 before oxidation is 500 nm, the increase amount is about 50 nm.
  • the formation temperature of the insulating film 23 can be set to 700 ° C. or higher.
  • the sensor chip 13 By covering at least the surface of the silicon layer 20 exposed on the inner wall surface of the through-hole 18 with the insulating film 23, it is possible to improve the trapping property and the giga-seal property of the cell serving as the subject 19. However, since the sensor chip 13 is put into a heat treatment furnace in the thermal oxidation process, it is efficient from the viewpoint of productivity to cover the exposed surfaces of the silicon 20 and 22 with the insulating film 23. preferable.
  • the hydrophilicity of the sensor chip 13 can be enhanced.
  • the sensor chip 13 for the cell electrophysiological sensor 50 which can improve the wettability with liquids, such as a chemical
  • the electrical insulation between the first electrode 15 and the second electrode 17 is enhanced, and the measurement accuracy is improved and reproduced when measuring an electrophysiological phenomenon. Can increase the sex. This is because the electrical signal from the cell membrane is several nA, and if a transient current is generated due to stray capacitance, it is difficult to measure with high accuracy.
  • transduces and oxidizes only oxygen gas was used, however The same effect is acquired also by another method.
  • oxygen gas and hydrogen gas are fed at a ratio of 1: 2, and water vapor (H 2 O) is produced near the furnace inlet, and this water vapor is sent to the silicon surface for oxidation, or HCl or Cl Oxidation in an atmosphere to which halogen such as 2 is added can also be used.
  • the material of the insulating film 23 covering the silicon layers 20 and 22 is not limited to the silicon dioxide film, like the silicon dioxide layer 21 functioning as a stop layer.
  • a so-called PSG film doped with phosphorus, a so-called BSG film doped with boron, or a doped oxide film such as a BPSG film doped with phosphorus and boron can be used.
  • a silicon dioxide film formed by another method such as a CVD method, a sputtering method, or a CSD method may be used.
  • FIG. 10 is a cross-sectional view showing the configuration in the vicinity of the through hole 18 of the sensor chip 13 in the sensor device according to the first embodiment of the present invention.
  • an insulating film 23 including the inner wall of the through hole 18 is formed around the holding plate 12. This is because the surfaces of the silicon dioxide layer 21 and the insulating film 23 begin to melt and the surfaces are smoothed (reflow) by maintaining the temperature at a temperature equal to or higher than the softening point of the silicon dioxide layer 21 and the insulating film 23. . 9, the protruding portion of the silicon dioxide layer 21 that was in an overhanging state at the peripheral edge of the through hole 18 flows in a state where it hangs down on the inner wall surface of the through hole 18. This is because the insulating film 23 formed on the inner wall surface is continuously connected. Thereby, the sensor chip 13 having a smooth curved surface shape in the through hole 18 can be manufactured toward the opening (the portion where the through hole 18 in FIG. 10 contacts the subject 19).
  • This root mean square roughness Rq is defined by the square root of a value obtained by averaging the squares of deviations from the mean value to the measured value when the surface roughness distribution is measured.
  • the subject 19 is captured along the curved surface of the opening, so that the close contact between the subject 19 and the opening of the through hole 18 is improved and the close contact state is easily maintained.
  • the measurement accuracy with the sensor device can be improved.
  • the softening temperature is relatively high at 1160 ° C., but the PSG layer has a softening point of around 1000 ° C., and the softening point of the BSG layer or BPSG layer is about 900 ° C.
  • the softening temperature is low at around °C. Therefore, when these materials are used, the reflow temperature can be lowered.
  • the phosphorus concentration is about 6 to 8 weight percent. If a BPSG layer is used, the dopant concentration is 1 to 4 weight percent boron and 4 to 6 weight percent phosphorus. When the concentration of phosphorus is higher than about 7-8 weight percent, it reacts between phosphorus in the oxide and moisture in the atmosphere. Also, if the boron concentration is higher than about 4 percent, the glass becomes unstable at high humidity.
  • silicon dioxide formed by CVD when silicon dioxide formed by CVD is used as the insulating film 23, the softening point is around 1000 ° C., so that it can be melted by heat of about 1000 ° C., and an energy-saving and highly accurate sensor chip. 13 can be formed.
  • Silicon dioxide formed by the CVD method has a lower softening point than silicon dioxide formed by thermal oxidation. Furthermore, silicon dioxide formed by the CVD method also has a self-flattening property due to the polymer flowing on the film surface at a temperature of 400 ° C. or higher.
  • TEOS-O 3 As a raw material used for forming by CVD, TEOS-O 3 is particularly excellent in self-smoothness, but acts as an oxidizing agent with SiH 4 or TEOS such as SiH 4 -O 2 or TEOS-O 2. A combination of gases may be used.
  • silicon dioxide is formed by CVD or by thermal oxidation can be determined by comparing its refractive index or density.
  • Silicon dioxide by CVD has a refractive index of about 1.46
  • silicon dioxide by thermal oxidation has a refractive index of about 1.48.
  • This refractive index is a value measured by ellipsometry using a He—Ne laser having a wavelength of 632.8 nm.
  • BHF buffered hydrofluoric acid
  • the hole of the through hole 18 approaches a perfect circle, but the shape changes depending on the held temperature and time conditions and the formation thickness of the insulating film 23. . This tendency becomes stronger as the formation thickness of the insulating film 23 increases. When the temperature is high or the time is long, a large shape change is caused, so that the shape is almost perfect.
  • the shape of the through hole 18 is not particularly limited, and an optimal shape may be selected depending on the type and shape of the subject 19 to be measured.
  • the subject 19 has a shape that is relatively close to a true sphere. Therefore, the shape of the through hole 18 in this case is closer to the shape of a perfect circle and the like. It is desirable because it can be sucked in the direction.
  • the holding plate 12 made of silicon since the holding plate 12 made of silicon is used, cracking of the holding plate 12 can be reduced, and the success rate of measurement can be improved.
  • silicon single crystal materials Unlike film resins, which are easily deformed and hardly cause cracking problems, silicon single crystal materials have problems that they are brittle and fragile, and have a cleaving property, so that the subject holding part is easily cracked.
  • cleavage is a break that occurs on a surface where the bonding force between atoms is weak in the crystal structure, and can easily occur due to a scratch or chip of the substrate that occurs during the manufacturing process.
  • the silicon (100) surface is used for the surface of the holding plate 12 where the through holes 18 are formed so that the centers of the through holes 18 adjacent in the silicon (110) direction are not aligned. Forming. Thereby, since the structurally weak through-hole 18 is not continuously arranged on the cleaved surface of silicon, cracking of the holding plate 12 can be reduced.
  • the through holes 18 may be arranged so that the centers of the through holes 18 do not line up on the cleavage plane.
  • FIGS. 11A to 11C are views showing a cleavage plane of a silicon substrate used for the holding plate 12 in the sensor device according to the first embodiment of the present invention.
  • 11A shows the cleavage plane of the silicon (100) substrate
  • FIG. 11B shows the cleavage plane of the silicon (110) substrate
  • FIG. 11C shows the cleavage plane of the silicon (111) substrate.
  • the holding plate 12 of the sensor chip 13 is cracked. Can be reduced. This makes it possible to accurately measure the value of the ionic current of the cell serving as the subject 19 and improve the measurement success rate.
  • the strength of the sensor chip 13 can be maintained, and the sensor chip 13 can be further densified and miniaturized. Thereby, since the number of sensor chips 13 that can be manufactured from the same area increases, it is possible to contribute to cost reduction of the sensor chip 13.
  • the sensor chip 13 of the present embodiment is not limited to the case where the measurement is performed by introducing the subject 19 using the flow path, and the measurement is performed by dropping the subject 19 on the sensor chip 13. It can be implemented.
  • FIG. 12 is a cross-sectional view showing the configuration of the sensor chip 33 in the sensor device according to the second embodiment of the present invention.
  • the sensor chip 33 of the present embodiment is different from the sensor chip 13 of the first embodiment in that the shape of the opening of the through hole 38 is not circular but has a plurality of hole diameters. In addition, the length direction of the hole diameter longer than the shortest length of the through hole 38 is parallel to the solution flow direction H1.
  • the sensor chip 33 includes a holding plate 32 having a first surface 61 (upper surface) and a second surface 62 (lower surface), and the holding plate 32 has a first surface and a second surface. A plurality of through-holes 38 communicating with each other are formed. Further, a recessed portion 29 is formed on the second surface side below the holding plate 32.
  • the holding plate 32 of the sensor chip 33 is formed in a two-layer structure of a boron doped layer 30 and a silicon layer 31 and is covered with an insulating film 43 such as a silicon dioxide film or a silicon nitride film. .
  • FIG. 13 is a schematic plan view of the holding plate 32 of the sensor chip 33 in the sensor device according to the second embodiment of the present invention.
  • the holding plate 32 of the sensor chip 33 is formed in a square shape, and nine through holes 38 are formed.
  • the nine through holes 38 are arranged so that a square is formed when a line segment H2 connecting the centers of the adjacent through holes 38 is drawn.
  • the nine through-holes 38 are not circular but have a plurality of hole diameters at the opening on the first surface of the holding plate 32.
  • having a plurality of hole diameters means that there are a plurality of distances from the center of the through hole 38 to the outer periphery. That is, the shape of the opening of the through hole 38 is not a perfect circle but a polygon or a random shape.
  • the shape of the opening of the through hole 38 is a square with one side having a length r.
  • the longest length R1 of the opening of the through hole 38 is a diagonal length.
  • the plurality of through holes 18 are arranged so that the longest length R1 of the opening of the through hole 38 coincides with the solution flow direction H1.
  • a plurality of through holes 38 are formed so that the longest length R1 of the opening of the through hole 38 and the flow direction H1 of the solution coincide with each other.
  • FIG. 14A is a plan view showing the configuration of the through hole 38 in the sensor device according to the second embodiment of the present invention
  • FIG. 14B is a cross-sectional view showing the configuration of the sensor chip 33
  • FIG. FIG. 6 is a bottom view showing the configuration of a recessed portion 29.
  • the holding plate 32 has a square shape including the silicon (100) direction on one side, and the shape of the opening of the through hole 38 is silicon (110).
  • the direction is a square shape including one side, and the direction of the square diagonal line R1 of the opening of the through-hole 38 is parallel to the solution flow direction H1.
  • the planar shape of the recess 29 when the holding plate 32 of the sensor chip 33 is viewed from below is a square shape including the silicon (110) direction on one side, and this square-shaped diagonal line The direction and the flow direction H1 of the solution are formed in parallel.
  • an angle formed by the silicon (110) direction of the holding plate 32 of the sensor chip 33 and the flow direction H1 of the solution flowing above the first surface of the holding plate 32 is A. .
  • the (100) direction of the silicon substrate is preferable to use as one side of the square shape of the holding plate 32 of the sensor chip 33. In this case, it can be formed so as to minimize the useless area in the substrate, which is desirable in productivity.
  • the shape of the sensor chip 33 is made the same square as the shape of the opening of the through hole 38, when creating a plurality of sensor chips 33 from one substrate at the time of sensor chip 33 production, It can be formed so that the useless area is minimized, and the productivity can be improved. Furthermore, it is possible to effectively use a substrate used for manufacturing the sensor chip 33, which can contribute to cost reduction.
  • one side of the sensor chip 33 is in the (100) direction, it is desirable in productivity because it can be formed so that a useless area in the substrate is minimized.
  • the processability of the sensor chip 33 can be improved by using dicing using a laser and etching between the sensor chips 33 to solidify the sensor chip 33. For example, an arbitrary shape such as a circle is realized. It becomes possible.
  • the difference in the processing method by dicing can be determined by observing the side surface of the sensor chip 33.
  • the line segment H2 connecting the centers of the adjacent through-holes 38 and one side of the sensor chip 33 are not parallel to each other. It is preferable to have an angle. However, if they are not parallel, it is difficult to dispose the through holes 38 on the entire surface of the sensor chip 33, which causes a problem in downsizing the sensor chip 33. On the other hand, workability by blade dicing is improved. It is desirable to select the shape of the sensor chip 33 in consideration of these effects comprehensively.
  • the sensor chip 13 has a square shape with one side in the (100) direction, and the shape of the opening of the through hole 38 is a square shape. Since one side of the shape is rotated by 45 ° with respect to one side of the sensor chip 13, the number of through holes 18 formed in the same silicon (110) direction can be reduced. This effect will be described in detail.
  • FIG. 15A is a schematic plan view for explaining the configuration of the sensor chip 33 in the sensor device according to the second embodiment of the present invention
  • FIG. 15B is a schematic plan view for explaining the configuration of another example.
  • a line segment connecting the centers of the adjacent through holes 38 is a, and one side of the holding plate 32 of the sensor chip 33 is in the silicon (100) direction.
  • the length of a region where no through hole is formed between adjacent through holes 38 is b.
  • a line segment distance connecting the centers of adjacent through holes 38 is a, and the silicon (110) direction when one side of the holding plate 32 of the sensor chip 33 is in the silicon (110) direction.
  • the length of the region in which no through hole is formed between adjacent through holes 38 is defined as c.
  • the length relationship between b and c is b> c, and even if the line segment distance a connecting the centers of the adjacent through holes 38 is the same, the configuration of FIG. 110), the number of through holes 38 formed in the direction can be reduced.
  • the structurally weak through-holes 38 are not continuously arranged, the strength is structurally increased and cracking of the sensor chip 33 can be reduced. Therefore, it becomes possible to accurately measure the value of the ionic current of the cell, and an improvement in the measurement success rate can be expected.
  • the sensor chip 13 has one side in the (100) direction (configuration in FIG. 15A), the sensor chip 13 has one side in the (110) direction.
  • the strength of the sensor chip can be maintained, and the sensor chip can be further densified and miniaturized. As a result, the number of sensor chips that can be manufactured from the same area increases, which can contribute to cost reduction of the sensor chip.
  • 16 to 19 are views for explaining a method for manufacturing the sensor chip 33 in the sensor device according to the second embodiment of the present invention.
  • a square sensor chip 33 is manufactured using a silicon (100) substrate composed of a silicon layer 31 in which a boron doped layer 30 is formed in part in the thickness direction.
  • a square shape (configuration of FIG. 15A) having one side of the sensor chip 33 in the (100) direction is manufactured.
  • the boron doped layer 30 functions as a stop layer during wet etching of silicon with an alkaline solution. As a result, a highly accurate sensor chip 33 shape can be realized.
  • the thickness of the boron doped layer 30 is 1 to 30 ⁇ m, and the boron concentration is 2 ⁇ 10 19 (/ cm 3 ) or more.
  • the ion implantation method is a method of implanting a specific element into a substrate by electrically accelerating ions to strike an individual, and has good controllability of the concentration distribution in the depth direction. Thereby, a desired element can be added with higher accuracy.
  • thermal diffusion such as an injection method using plasma, gas phase diffusion, or solid phase diffusion.
  • a first resist mask 42 is formed on the first surface above the boron-doped layer 30 by using a photolithography technique, and is approximately the same as the through hole 38 (0.5 ⁇ m to 5 ⁇ m).
  • a mask hole 53 of the size of is formed.
  • the mask hole 53 has a circular shape.
  • a through hole 38 is formed by using a Bosch process capable of vertical silicon processing.
  • the length of the through hole 38 is formed so as to be longer than the thickness of the boron doped layer 30.
  • a vertical through hole 38 having a depth of 1 to 50 ⁇ m is formed.
  • an insulating film 43 made of a silicon dioxide film, a silicon nitride film, or the like is coated inside the through hole 38 by using a method such as LPCVD (Low Pressure Chemical Vapor Deposition).
  • LPCVD Low Pressure Chemical Vapor Deposition
  • the insulating film 43 is not particularly limited as long as it is a material that is resistant to alkaline etching. Thereafter, a second resist mask 34 is formed on the second surface of the silicon layer 31 opposite to the side on which the boron doped layer 30 is provided by using a photolithography technique.
  • the hollow part 29 is formed using the anisotropic wet etching of the silicon
  • the depth of the recess 29 can be controlled by the etching time.
  • the boron doped layer 30 is formed on the first surface side of the sensor chip 33, it becomes possible to define an etch stop, and the shape of the sensor chip 33 can be controlled with high accuracy. .
  • the shape of the recessed portion 29 can be made into a pyramid shape surrounded by the silicon (111) plane from the difference in etching rate depending on the orientation of silicon.
  • the angle X formed between the side surface of the silicon layer 31 and the boron doped layer 30 is about 54 °.
  • the etching rate is generally silicon (100)> silicon (110) >> silicon (111). That is, the pyramid shape of the depression 29 is a square shape in which one side of the top surface of the pyramid shape is formed with the (110) direction as one side as shown in FIG. 14C when viewed perpendicular to the substrate surface. Become. Silicon wet etching with an alkaline solution is advantageous in terms of cost because it is easy to perform batch processing of a plurality of sheets and the apparatus is simple.
  • the recess 29 can be formed by gas etching that can etch silicon using SF 6 , CF 4 , Cl 2 , XeF 2, or the like.
  • gas etching that can etch silicon using SF 6 , CF 4 , Cl 2 , XeF 2, or the like.
  • the recess 29 does not have a clear pyramid shape but a relatively round shape.
  • an insulating film such as a silicon dioxide film or a silicon nitride film is formed on the entire sensor chip 33. 43 is formed. If the thickness of the insulating film 43 is 300 nm or more, the above-described effect is obtained. However, since the shape of the opening of the through-hole 38 becomes closer to a square (square) when the oxide film thickness is larger, the suction of the subject 19 and the chemical solution The effect on the circulation is noticeable.
  • the thickness of the insulating film 43 is set to 300 to 2000 nm. In this case, it is desirable to form the insulating film 43 at a temperature lower than the softening point.
  • the growth rate of the silicon dioxide film depends on the orientation and is generally silicon (110)> silicon (100).
  • the through hole 38 having a circular hole shape is difficult to maintain the circular shape as the insulating film 43 is formed, and becomes a square shape.
  • the shape of the opening of the through hole 38 can be a square shape. That is, the shape of the opening of the through-hole 38 can be a square shape with the silicon (110) direction as one side in the same manner as the shape of the recess 29 when viewed perpendicular to the substrate surface.
  • the through hole 38 formed in the sensor chip 33 has a plurality of hole diameters in the opening, and the length direction of the hole diameter longer than the shortest length among the plurality of hole diameters The flow direction of the solution is parallel. For this reason, the subject 19 is easily aspirated efficiently, and the success rate of measurement can be improved.
  • the shape of the opening of the through hole 38 is a square shape
  • the direction of the diagonal line R1 that is the longest length of the hole diameter coincides with the flow direction H1 of the solution flowing above the first surface of the sensor chip 33. It will be. Therefore, the subject 19 can be efficiently aspirated, and the measurement success rate can be improved.
  • the flow direction of the solution flowing below the second surface of the sensor chip 33 which is the introduction direction of the solution necessary for measuring antibiotics
  • the diagonal direction of the hollow shape of the hollow portion 29 coincide. Therefore, the circulation of antibiotics becomes smooth, and the success rate of measurement can be improved.
  • a square shape including the silicon (100) direction on one side is used as the holding plate 32 of the sensor chip 33, the shape of the opening portion of the through hole 38 is a square shape, and the square diagonal line R1 of the opening portion of the through hole 38 is formed.
  • the direction and the flow direction H1 of the solution are formed in parallel.
  • the flow direction H1 of the solution flowing above the first surface of the sensor chip 33 which is the introduction direction of the solution including the subject 19, coincides with the silicon (100) direction of the sensor chip 33.
  • the direction of the square diagonal line R1 of the opening of the through hole 38 also coincides with the silicon (100) direction. That is, when the measurement is performed by introducing the subject 19, the direction of the diagonal line R 1 having the longest length of the square shape of the through hole 38 and the first surface of the sensor chip 33, which is the direction of introduction of the subject 19.
  • the flow direction of the solution flowing upward will coincide. Therefore, the subject 19 can be efficiently aspirated, and the measurement success rate can be improved.
  • planar shape of the recess 29 when the holding plate 32 of the sensor chip 33 is viewed from below is a square shape including the silicon (110) direction on one side, and the diagonal direction of this planar shape and the solution flow direction H1. Are parallel to each other.
  • the flow direction of the solution flowing below the second surface of the holding plate 32 of the sensor chip 33 matches the silicon (100) direction of the sensor chip 33. Further, at this time, the diagonal direction of the square shape of the hollow portion 29 coincides with the silicon (100) direction.
  • the flow direction of the solution flowing below the second surface of the sensor chip 33 which is the direction of introduction of the solution necessary for measuring antibiotics
  • the diagonal direction having the longest length of the square shape of the depression 29 match. Will do. Therefore, the circulation of antibiotics becomes smooth, and the success rate of measurement can be improved.
  • the flow path resistance can be suppressed. Therefore, even when the thickness of the sensor chip 33 is large, both the circulation efficiency of the medicine and the ease of aspiration of the subject 19 can be achieved by reducing the channel resistance.
  • the strength of the sensor chip 33 can be maintained, and the sensor chip 33 can be further densified and miniaturized. Thereby, since the number of sensor chips 33 that can be manufactured from the same area increases, it is possible to contribute to cost reduction of the sensor chip 33.
  • FIG. 20 is a schematic cross-sectional view showing a configuration of a sensor device according to the third embodiment of the present invention.
  • the cell electrophysiological sensor 50 is described as an example of the sensor device.
  • the sensor device of the present invention can also be used as the substance identification sensor 60.
  • the sensor device in the substance identification sensor is a device that can adsorb and hold an object 36 made of beads having a probe or the like and measure a sample such as a chemical substance, a biological substance, and an environmental substance.
  • the substance identification sensor 60 includes a mounting substrate 11 and sensor chips 13 and 33 having holding plates 12 and 32 mounted on the mounting substrate 11.
  • a flow path 35 through which the solution can flow along the mounting substrate 11 is formed above the sensor chips 13 and 33.
  • the sensor chips 13 and 33 have a plurality of through holes 18 and 38 formed from the first surface to the second surface.
  • a solution containing the subject 36 is caused to flow through the flow path 35 so that the subject 36 is held in the plurality of through holes 18 and 38.
  • the subject 36 and the solution are brought into the plurality of through holes 18. , 38.
  • the subject 36 is sucked and held so as to block the through holes 18 and 38.
  • the sensor device of the present invention since it has a special effect of being able to adsorb and hold a specimen in a through-hole with high accuracy, the medical / biological field where a high measurement success rate is required, etc. Useful in.

Abstract

　実装基板と、実装基板に保持されたセンサチップとを備えたセンサデバイスである。センサチップは、保持板（１２）と、保持板（１２）の第一面と第二面とを貫通する複数の貫通孔（１８）とを有する。保持板（１２）の第一面に被検体を含む溶液を流し、複数の貫通孔（１８）が被検体を保持する。複数の貫通孔（１８）のうち、隣り合う貫通孔の中心を結ぶ線分の方向と溶液の流れ方向とが非平行である。

Description

センサデバイス
　本発明は、細胞や生体材料等の被検体を吸着保持し、被検体の電気生理的活動を測定する細胞電気生理センサ、または、プローブを有するビーズ等に被検体を吸着保持し、化学物質、生体物質、もしくは環境物質等の試料を同定する物質同定センサ等のセンサデバイスに関する。
　近年、バイオセンサおよびバイオチップに注目が集まっている。バイオセンサおよびバイオチップは、生体の分子認識機構に基づいて、タンパク質、遺伝子、または低分子量のシグナル分子等をバイオセンシングするものである。そのために、レセプターリガンドまたは抗原－抗体反応等の選択特異的な結合や、酵素等の選択触媒反応を所定のセンサデバイスを用いてモニターすることにより、バイオセンシングを行っている。
　このようなバイオセンシングを行うセンサデバイスへの応用を目的とし、微細加工技術を利用したセンサチップの開発が進められている。その中でも、微小な貫通孔を有するプレートの上面に、細胞またはビーズ等の被検体を含む溶液を流し、貫通孔に被検体を保持し、固定化した状態で、電気生理学的な測定または蛍光分子を用いた測定を行う手法が注目されている。
　例えば、細胞膜に存在するイオンチャネルを電気生理学的に測定する方法として、細胞電気生理センサが提案されている。これは、従来のパッチクランプ法のように、個々の細胞にマイクロピペットを挿入するという熟練作業を必要とせず、高スループットの自動化システムに適している。
　この細胞電気生理センサにおいては、生物学的可変性（すなわち、細胞の状態、サイズ、チャネルの発現レベルがばらつくこと）が、プラナー（平面）パッチクランプシステムにおいて成功率を減少させる主な要因となる。
　この成功率の低下を防止するために、１種類の被検体を必ず複数のウェル（例えば４ウェル）に分注し測定することで、少なくとも１ウェルの測定を成功させるようにセンサデバイスの設計が行われている。
　例えば、細胞集団から平均化されたイオン電流を測定する手法が提案されている。この手法においては、プレートの各ウェルに格子状に複数個の貫通孔が並べられたセンサデバイスを用いている。このようなセンサデバイスを用いて測定することによって、細胞集団から測定される平均化されたイオン電流は、ウェル間で非常に均一なばらつきの少ないものとなり、測定の成功率が非常に高くなる。その結果、複数のウェルでの測定が不要となり、スループットの改善が可能となる。
　これらのことから、各ウェルにそれぞれ複数個の貫通孔を形成することで、均一でばらつきの少ない測定データが得られることによる高い成功率が得られるセンサチップの開発が望まれている。
　しかしながら、各ウェルにそれぞれ複数個の貫通孔を形成した場合には、測定の際にプレート上面に流れてきた被検体同士で干渉が生じ、被検体の吸引や吸着が行われにくい。これにより、被検体の吸着の成功率が低下し、ギガシール状態を満たすことができず、結果として測定の成功率の向上が阻害される。
　なお、上述した技術に関連する先行技術文献としては、例えば、下記の特許文献および非特許文献が挙げられる。
国際公開第０２／０５５６５３号 国際公開第２００７／１３２７６９号
Ａｌａｎ　Ｆｉｎｋｅｌ、外５名、「Ｐｏｐｕｌａｔｉｏｎ　Ｐａｔｃｈ　Ｃｌａｉｍｐ　Ｉｍｐｒｏｖｅｓ　Ｄａｔａ　Ｃｏｎｓｉｓｔｅｎｃｙ　ａｎｄ　Ｓｕｃｃｅｓｓ　Ｒａｔｅｓ　ｉｎ　ｔｈｅ　Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ　ｏｆ　ｌｏｎｉｃ　Ｃｕｒｒｅｎｔｓ」、Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｂｉｏｍｏｌｅｃｕｌａｒ　Ｓｃｒｅｅｎｉｎｇ、２００６、Ｐ４８８－４９６
　　本発明は、被検体の吸着および保持を容易にし、測定の成功率を向上させるものである。
　本発明は、実装基板と、実装基板に保持されたセンサチップとを備えたセンサデバイスである。センサチップは、保持板と、保持板の第一面と第二面とを貫通する複数の貫通孔とを有する。保持板の第一面に被検体を含む溶液を流し、複数の貫通孔が被検体を保持する。複数の貫通孔のうち、隣り合う貫通孔の中心を結ぶ線分の方向と溶液の流れ方向とが非平行である。
　これにより、複数の貫通孔を形成したセンサチップにおいて、被検体同士の干渉を防止することにより、被検体の吸引および吸着を容易にし、その結果、測定の成功率を向上させることができる。
図１は、本発明の第１の実施の形態におけるセンサデバイスの一例である細胞電気生理センサの構成を示す模式断面図である。 図２は、本発明の第１の実施の形態に係るセンサデバイスにおけるセンサチップの断面図である。 図３は、本発明の第１の実施の形態に係るセンサデバイスにおける保持板の模式平面図である。 図４は、本発明の第１の実施の形態におけるセンサデバイスの溶液の流れ方向について説明するための図である。 図５は、本発明の第１の実施の形態に係るセンサデバイスの保持板の他の構成を示す模式平面図である。 図６は、本発明の第１の実施の形態に係るセンサデバイスにおけるセンサチップの製造方法について説明するための図である。 図７は、本発明の第１の実施の形態に係るセンサデバイスにおけるセンサチップの製造方法について説明するための図である。 図８は、本発明の第１の実施の形態に係るセンサデバイスにおけるセンサチップの製造方法について説明するための図である。 図９は、本発明の第１の実施の形態に係るセンサデバイスにおけるセンサチップの製造方法について説明するための図である。 図１０は、本発明の第１の実施の形態に係るセンサデバイスにおけるセンサチップの、貫通孔付近の構成を示す断面図である。 図１１Ａは、本発明の第１の実施の形態に係るセンサデバイスにおける保持板に用いるシリコン（１００）基板のへき開面を示した図である。 図１１Ｂは、本発明の第１の実施の形態に係るセンサデバイスにおける保持板に用いるシリコン（１１０）基板のへき開面を示した図である。 図１１Ｃは、本発明の第１の実施の形態に係るセンサデバイスにおける保持板に用いるシリコン（１１１）基板のへき開面を示した図である。 図１２は、本発明の第２の実施の形態に係るセンサデバイスにおけるセンサチップの構成を示す断面図である。 図１３は、本発明の第２の実施の形態に係るセンサデバイスにおけるセンサチップの保持板の模式平面図である。 図１４Ａは、本発明の第２の実施の形態に係るセンサデバイスにおける貫通孔の構成を示す平面図である。 図１４Ｂは、本発明の第２の実施の形態に係るセンサデバイスの構成を示す断面図である。 図１４Ｃは、本発明の第２の実施の形態に係るセンサデバイスにおける窪み部の構成を示す底面図である。 図１５Ａは、本発明の第２の実施の形態に係るセンサデバイスにおけるセンサチップの構成を説明するための模式平面図である。 図１５Ｂは、本発明の第２の実施の形態に係るセンサデバイスにおける他の例の構成を説明するための模式平面図である。 図１６は、本発明の第２の実施の形態に係るセンサデバイスにおけるセンサチップの製造方法について説明するための図である。 図１７は、本発明の第２の実施の形態に係るセンサデバイスにおけるセンサチップの製造方法について説明するための図である。 図１８は、本発明の第２の実施の形態に係るセンサデバイスにおけるセンサチップの製造方法について説明するための図である。 図１９は、本発明の第２の実施の形態に係るセンサデバイスにおけるセンサチップの製造方法について説明するための図である。 図２０は、本発明の第３の実施の形態に係るセンサデバイスの構成を示す模式断面図である。
　以下、本発明の実施の形態におけるセンサデバイスについて説明する。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。
　（第１の実施の形態）
　図１は、本発明の第１の実施の形態におけるセンサデバイスの一例である細胞電気生理センサ５０の構成を示す模式断面図である。
　図１に示すように、本実施の形態における細胞電気生理センサ５０は、実装基板１１と、実装基板１１に実装された、保持板１２を有するセンサチップ１３とを備えている。細胞電気生理センサ５０は、さらに、センサチップ１３の上方に配置された第一電極槽１４と、第一電極槽１４の内部であって、センサチップ１３の上面（第一面５１）側に配置された第一電極１５とを備えている。
　さらに、細胞電気生理センサ５０は、センサチップ１３の下方に配置された第二電極槽１６と、第二電極槽１６の内部であってセンサチップ１３の下面（第二面５２）である、第一面側とは反対側に配置した第二電極１７とを備えている。センサチップ１３は、第一面から第二面に向けて形成された、複数個の貫通孔１８を有している。
　第一電極槽１４に、被検体１９となる細胞を含んだ第一電解液（細胞外液）を満たし、第二電極槽１６には第二電解液（細胞内液）を満たしておく。第一電解液、第二電解液は、ともに図１に示す矢印方向に向かって流れるものとする。
　この構成により、センサチップ１３は、第一電解液（細胞外液）と第二電解液（細胞内液）との境界界面となる。さらに、貫通孔１８を通してセンサチップ１３の第一面側から加圧するか、センサチップ１３の第二面側から減圧することによって、被検体１９と第一電解液とを貫通孔１８へ引き込む。これにより、被検体１９を、貫通孔１８を塞ぐように吸引、保持し、検体することが可能となる。
　本実施の形態では、被検体１９として哺乳類筋細胞を用い、第一電解液としてはＫ＋イオンが１５５ｍＭ程度、Ｎａ＋イオンが１２ｍＭ程度、Ｃｌ－イオンが４．２ｍＭ程度添加された電解液を用い、第二電解液としては、Ｋ＋イオンが４ｍＭ程度、Ｎａ＋イオンが１４５ｍＭ程度、Ｃｌ－イオンが１２３ｍＭ程度添加された電解液を用いる。
　なお、第一電解液および第二電解液は、同組成のものを用いることも可能である。
　次に、第二電極槽１６側からさらに吸引するか、もしくは薬剤（例えばナイスタチン）を投入することにより、被検体１９に微細小孔を形成する。
　その後、被検体１９への刺激となりうる行為を第一電極槽１４側から施す。この刺激としては、例えば化学薬品または毒物等による化学的な刺激に加え、機械的変位、光、熱、電気、電磁波等による物理的な刺激等も含む。
　そして、被検体１９がこれらの刺激に対して活発に反応する場合には、被検体１９は、例えば細胞膜が保有するチャネルを通じて各種イオンを放出あるいは吸収する。これにより、細胞内外の電位勾配が変化するため、第一電極１５と第二電極１７とによってその電気的変化を検出し、細胞の薬理反応等を検討することができる。
　なお、本実施の形態では、被検体１９の例として哺乳類筋細胞を用いたが、被検体１９は細胞に限られるものではない。被検体１９は、粒子等任意のものでよい。上述した細胞電気生理センサ５０の構成は、ウイルス、食料品産地等の特定ＤＮＡ配列の検出を行うＤＮＡセンサ、ＳＮＰ（一塩基多型）配列を検出するＳＮＰセンサ、アレルゲン（アレルギー抗原）の存在を検出する抗原センサ等、農業分野、医療分野、環境分野等に広く用いることができる。
　次に、センサチップ１３の構造について説明する。
　図２は、本発明の第１の実施の形態に係るセンサデバイスにおけるセンサチップ１３の断面図である。
　センサチップ１３は、前述のように、二酸化シリコン層２１を第一面側に有する保持板１２を備えており、保持板１２には、第一面と第二面とを連通する複数の貫通孔１８が形成されている。
　保持板１２は、シリコンを主成分としたシリコン層２０と、二酸化シリコン層２１とからなる積層構造を有していることが好ましい。さらに、保持板１２の二酸化シリコン層２１の第一面側に、複数の貫通孔１８を囲むようにシリコンを主成分とするシリコン層２２を形成することにより、センサチップ１３自体の強度を上げることができるため望ましい。
　さらに、シリコン層２０，２２を、二酸化シリコン膜またはシリコン窒化膜等の絶縁膜２３によって被覆することにより、測定精度を向上することができる。特に、細胞電気生理センサ５０として用いる場合には、電気的測定ノイズを低減することができるため好ましい。
　センサチップ１３を作製するための基材としては、シリコン層２０がシリコン（１００）面からなるＳＯＩ（Ｓｉｌｉｃｏｎ　ｏｎ　Ｉｎｓｕｌａｔｏｒ）基板を用いることが望ましい。ＳＯＩ基板は、シリコン層－二酸化シリコン層－シリコン層の３層構造からなる。
　ＳＯＩ基板を用い、フォトリソグラフィーおよびエッチング技術を用いて微細加工することによって、一括して多数の高精度なセンサチップ１３を作製することができる。ＳＯＩ基板を用いれば、エッチングプロセスの際、二酸化シリコン層２１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、高精度にセンサチップ１３を作製することができる。
　また、二酸化シリコン層２１は親水性に富むことから、測定時における気泡の発生を抑制でき、気泡の除去が容易となる。これにより、高精度な測定を実現することができる。測定時に気泡が貫通孔１８の近傍に残留していると、ギガシール性を大きく低下させることとなり、測定精度に悪影響を及ぼす可能性がある。二酸化シリコン層２１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、０．５～１０μｍとすることが好ましい。
　複数の貫通孔１８を有する保持板１２は、数μｍの薄さとなることがあり、製造工程におけるハンドリングと実装性とを考慮して、シリコン層２２を形成している。したがって、シリコン層２２はセンサチップ１３の保持部として機能し、機械的強度を保持する役割と、液体を貯留しておくための機能とを果たしている。
　なお、シリコン層２２は不可欠な構成要素ではなく、また、センサチップ１３の形状と構造によって所定の寸法を適宜選択することができる。シリコン層２２の形成には、ＳＯＩ基板を用いたエッチングによる方法や、貼り合わせ等が考えられるが、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。
　保持板１２は、その厚みを大き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ため、工程のスループットの観点からは、薄いほうが望ましい。また、保持板１２の厚みを大きくした場合には、貫通孔１８が長くなるため、圧力で被検体１９を吸着する際の流路抵抗が大きくなり、被検体１９が吸引されにくくなるので、測定の成功率が減少する。これらの点に鑑みて、保持板１２の厚みは、望ましくは、５～５０μｍ程度である。
　なお、上述の例では、センサチップ１３を作製するための基材として、シリコン層２０がシリコン（１００）からなるＳＯＩ基板を選択したが、シリコン（１１０）基板、シリコン（１１１）基板、または、その他の面方位を有したシリコン基板、ガラス基板、フィルム樹脂等の他の基板を用いることも可能である。その場合には、本実施の形態と同様な効果が得られるセンサチップ１３の形状や貫通孔１８の配置を行えばよい。
　加工性や汎用性の観点からは、基材として、シリコン（１００）を含む基板を用いることが好ましい。シリコン（１００）を含む基板とは、基板に少なくともシリコン（１００）が含まれていればよい。すなわち、シリコン（１００）単体で構成されているものだけではなく、シリコン層２０としてシリコン（１００）を用いたＳＯＩ基板、一部または全体にボロン等の元素をドーピングされた基板、または、ガラス等にシリコン（１００）が貼りあわされた基板等を用いてもよい。
　なお、エッチングストップ層として機能する二酸化シリコン層２１は、熱酸化により形成するのが一般的であるが、ＣＶＤ（Ｃｈｅｍｉｃａｌ　Ｖａｐｏｒ　Ｄｅｐｏｓｉｔｉｏｎ）法、スパッタ法、または、ＣＳＤ（Ｃｈｅｍｉｃａｌ　Ｓｏｌｕｔｉｏｎ　Ｄｅｐｏｓｉｔｉｏｎ）法等の他の方法により形成した二酸化シリコン層２１を用いることもできる。また、リンをドープしたいわゆるＰＳＧ（Ｐｈｏｓｐｈｏｒｕｓ　Ｓｉｌｉｃｏｎ　Ｇｌａｓｓ）層、ボロンをドープしたいわゆるＢＳＧ（Ｂｏｒｏｎ　Ｓｉｌｉｃｏｎ　Ｇｌａｓｓ）層、または、リンとボロンをドープしたＢＰＳＧ（Ｂｏｒｏｎ　Ｐｈｏｓｐｈｏｒｕｓ　Ｓｉｌｉｃｏｎ　Ｇｌａｓｓ）層等のドープトオキサイド層を用いてもよい。
　次に、センサチップ１３の形状や貫通孔１８の配置について、詳細に説明する。
　図３は、本発明の第１の実施の形態に係るセンサデバイスにおける保持板１２の模式平面図である。
　図３においては、センサチップ１３の保持板１２上に形成された貫通孔１８の配置を示している。図３の下側の矢印は、センサチップ１３の第一面側を流れる溶液の流れ方向Ｈ１を示している。本実施の形態のセンサチップ１３においては、溶液の流れ方向Ｈ１と、隣り合う貫通孔１８の中心を結ぶ線分Ｈ２の方向（図３においては４つの方向）とが非平行となるように、複数の貫通孔１８が形成されている。
　ここで、隣り合う貫通孔１８とは、最も近接した二つの貫通孔のことを示す。例えば貫通孔１８ａと隣り合う貫通孔は、貫通孔１８ａの中心から貫通孔の中心までの距離が最も近接する貫通孔１８ｂとなる。
　また、溶液の流れ方向Ｈ１とは、流体の平均としての流れ方向のことを示す。
　図４は、本発明の第１の実施の形態におけるセンサデバイスの溶液の流れ方向Ｈ１について説明するための図である。
　図４に示すように、第一電極槽１４の壁面１４ａが互いに平行で第一電極槽の流路幅１４ｂが一定な場合には、溶液の流れ方向Ｈ１は壁面１４ａと平行な方向となる。
　一方、第一の電極槽１４の壁面１４ａが互いに平行ではなく、第一電極槽１４の流路幅１４ｂが一定でない場合、すなわち、流路が溶液の流れる方向に沿って徐々に狭くなる場合や、溶液の流れる方向に沿って徐々に広くなる場合には、溶液の流れ方向Ｈ１は、流体の平均としての流れ方向となる。
　本実施の形態においては、図３に示したように、センサチップ１３の保持板１２の形状が正方形であり、９個の貫通孔１８が形成されている。また、９つの貫通孔１８が、隣り合う貫通孔１８の中心を結ぶ線分Ｈ２を描いた場合に、正方形が形成されるように配置されている。さらに、隣り合う貫通孔１８の中心を結ぶ線分Ｈ２の延長線（図３におけるＸ－ＸＸで示される線）が、保持板１２の正方形形状の一辺（図３における下辺）に対して３０度回転している。
　上述したように、センサチップ１３の保持板１２の形状は、正方形が望ましい。これは、センサチップ１３の保持板１２において、貫通孔１８が形成されない無駄な領域が最少となるように形成でき、保持板１２を有効に用いることが可能となり、低コスト化に寄与するためである。
　センサチップ１３のシリコン層としては、シリコン（１００）面を使用することが好ましい。さらに、センサチップ１３はシリコン（１１０）方向を一辺に含む正方形形状であることがより好ましい。シリコンの、へき開面であるシリコン（１１０）方向を一辺に含む正方形形状にすることによって、従来のブレードダイシングによってセンサチップ１３の分離を行う場合に、良好な加工性が得られる。なお、本実施の形態においては、保持板１２を１ｍｍ×１ｍｍの正方形形状とした。
　なお、センサチップ１３の保持板１２の形状は、必ずしも正方形に限定されず、正方形の場合にも、必ずしもシリコン（１１０）方向を一辺に含む必要はない。センサチップ１３の保持板１２の形状としては、他に、円形や平行四辺形、長方形等も考えられる。
　ただし、加工面をシリコン（１１０）面以外とした場合には、ブレードダイシングによる加工性が低減する。しかしながら、レーザーを用いたダイシングやセンサチップ１３間のエッチングを用いることで、センサチップ１３の加工性は向上し、任意の形状を選択することが可能となる。レーザーを用いたダイシングを用いると、高速・チッピングレス・高抗折強度な加工が可能となり、センサチップ１３を薄く、小さくすることが可能である。レーザーダイシングによる加工は、熱による影響やデブリ汚染、センサチップ１３表面方向への垂直なクラックの発生等により判別することができる。
　また、センサチップ１３の側面には、スキャロップが形成されている場合がある。一枚の基板を用いて複数のセンサチップ１３を同時に形成する場合は、センサチップ１３を個別に分離する際にエッチングを用いることができる。この場合、センサチップ１３の側面にエッチングの跡が生じる。特に、エッチングとデポジションのサイクルを繰り返すＢｏｓｃｈプロセスを用いた場合、センサチップ１３の側面にはスキャロップと呼ばれる段差形状を生じる。スキャロップの段差は数ｎｍ～数十ｎｍのオーダーである。
　貫通孔１８の数は、任意の数を選択することができる。これは、貫通孔１８を形成する際に形成する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によって、同様のプロセスを用いての作成が可能である。
　貫通孔１８の数を増加させると、平均化されたイオン電流の測定が可能となるので、測定の成功率が向上する。しかしながら、貫通孔１８の数が多くなりすぎると、被検体１９が保持されない貫通孔１８が発生しやすくなるため、センサチップ１３全体の合成抵抗が減少し、適切なイオン電流の測定ができなくなる。
　一般的には、貫通孔１８の数が２～１２８個のものを用いることができるが、測定の成功率を考慮すると、１０個前後とすることが望ましい。本実施の形態では、貫通孔１８の配置密度を高くするために、３×３の９個の貫通孔１８の中心をすべて結んだ場合に形成される形状が正方形となるような９個の貫通孔１８を形成した。貫通孔１８の配置は、センサチップ１３の形状および貫通孔１８の個数から適切な配置を選択することができる。
　なお、貫通孔１８の中心間の距離は、２０μｍ以上とすることが測定成功率の観点から望ましい。被検体１９の種類や培養条件等にもよるが、一般的に被検体１９として用いる細胞の大きさは約２０μｍであるため、これより貫通孔１８の間隔が小さいと細胞同士の干渉が生じて測定の成功率が減少するためである。
　貫通孔１８間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１３の信頼性が向上する。しかしながら、多くの穴数が必要な場合には、貫通孔１８の形成に必要となる領域が大きくなり、センサデバイスの小型化が困難になることや低コスト化が困難になる等の課題を生じる。
　本実施の形態では、十分な距離を設けることで被検体１９同士の干渉を防ぐために、貫通孔１８間の距離を５０μｍとした。
　貫通孔１８同士の間隔は等間隔がよく、配置は、ある貫通孔１８ａに対して周辺の貫通孔１８が上下左右対称となるように配置することが望ましい。すなわち保持板１２の中心点において貫通孔１８が点対称となるように配置されている。このように配置することで、被検体１９吸着の際に対称性が生じ、平均化されたデータが得られやすい。
　本実施の形態においては、上述したように、隣り合う貫通孔１８ａ，ｂの中心を結ぶ線分Ｈ２（図３におけるＸ－ＸＸで示される線）が、保持板１２として用いたシリコン（１１０）方向に対して３０°回転するように貫通孔１８を配置したが、いずれの角度としても類似の効果が得られる。ただし、例えば４５°とした場合には、保持板１２として用いたシリコン（１１０）方向上に貫通孔１８の中心が並んでしまうため、その方向上に配置された貫通孔１８においては測定の際に流路内に流れてきた被検体１９同士の干渉が生じ得る。このため、シリコン（１１０）方向上に貫通孔１８の中心が並ばない、その他の任意の角度を選択することが望ましい。
　なお、隣り合う貫通孔１８の中心を結ぶ線分Ｈ２を描いた場合に正方形が形成されるような形状以外にも、貫通孔１８の配置としては、隣り合う貫通孔１８の中心を結ぶ線分Ｈ２を描いた形状が正多角形となる形状やランダムな配置等もあり得る。
　しかしながら、被検体１９を吸着させる際の対称性や、センサチップ１３における貫通孔１８の密度を高くするためには、正多角形となる形状が好ましい。
　図５は、本発明の第１の実施の形態に係るセンサデバイスの保持板１２の他の構成を示す模式平面図である。
　図５に示したセンサチップ１３の保持板１２においては、隣り合う貫通孔１８の中心を結ぶ線分Ｈ２を描いた形状が正三角形となるように、貫通孔１８が形成されている。このとき、溶液の流れ方向Ｈ１と隣り合う貫通孔１８ａ，１８ｂの中心を結ぶ線分Ｈ２とは非平行となる。なお、溶液の流れ方向Ｈ１と、隣接しない貫通孔１８ａ，１８ｃの中心を結ぶ線分Ｈ３とは平行になるが、隣接しない貫通孔１８ａ，１８ｃの中心を結ぶ線分Ｈ３の長さと、隣り合う貫通孔１８ａ，１８ｂの中心を結ぶ線分Ｈ２の長さとの関係が、Ｈ３＞Ｈ２の関係となっていればよい。
　また、隣り合う貫通孔１８ａ，１８ｂの中心を結ぶ線分Ｈ２（図５におけるＹ－ＹＹで示される線）が、保持板１２として用いたシリコン（１１０）方向に対して３０°回転するように貫通孔１８を配置している。
　図５に示したような貫通孔１８を形成した場合にも、センサチップ１３を小型化しつつ、貫通孔１８の密度を高めることができ、被検体１９を効率よく吸着および保持することが可能となる。
　上述したように、本実施の形態のセンサチップ１３によれば、隣り合う貫通孔１８ａ，１８ｂの中心を結ぶ線分Ｈ２の方向が、第一面側を流れる溶液の流れ方向Ｈ１と一致しない。これにより、被検体１９を含む溶液の流れ方向において、手前の貫通孔１８に被検体１９が保持された場合、その手前の貫通孔１８に保持された被検体１９が障害となり、後方の貫通孔１８に被検体１９が保持されにくくなるという現象を防ぐことが可能となる。つまり、貫通孔１８に被検体１９が保持される確率が増加するので、測定の成功率を向上させることができる。
　次に、本実施の形態における、センサデバイスの一例である細胞電気生理センサ５０のセンサチップ１３の製造方法について説明する。
　図６～図９は、本発明の第１の実施の形態に係るセンサデバイスにおけるセンサチップ１３の製造方法について説明するための図である。
　まず、センサチップ１３を作製するための基板として、シリコン層２０がシリコン（１００）からなるＳＯＩ基板を準備する。
　そして、図６に示すように、シリコン層２０の表面（図６における下面）に第一のレジストマスク２４を形成する。このとき、それぞれのセンサチップ１３に対して、所望する個数の、貫通孔１８の開口部の形状と実質的に同じ形状の複数個のマスクホール２５をパターニングしておく。
　次に、図７に示すように、シリコン層２０をマスクホール２５側からエッチングして貫通孔１８を形成していく。エッチング方法としては、高精度な微細加工が可能であることからドライエッチングが望ましい。ドライエッチングを行う場合、アスペクト比の高い（孔径に対して奥行きの深い）貫通孔１８を形成するために、エッチングを促進するガス（エッチングガス）とエッチングを抑制するガス（抑制ガス）とを交互に用いる。
　本実施の形態では、エッチングガスとしてＳＦ６、抑制ガスとしてＣ４Ｆ８を用いる。ドライエッチング工程としては、外部コイルの誘導結合法によりプラズマを生成し、そこにエッチングガスとしてＳＦ６を導入するとＦラジカルが生成する。そして、生成したＦラジカルがシリコン層２０と反応してシリコン層２０が化学的にエッチングされる。
　このとき、シリコン層２０に高周波を印加すると、シリコン層２０にはマイナスのバイアス電圧が発生する。すると、エッチングガスに含まれるプラスイオン（ＳＦ５ ＋）がシリコン層２０に向かって垂直に衝突し、このイオン衝撃によってシリコン層２０が物理的にエッチングされる。このようにして、ドライエッチングがシリコン層２０内を垂直方向に進行する。
　一方、抑制ガスＣ４Ｆ８を用いる際には、シリコン層２０に高周波を加えないでおく。そうすることによって、シリコン層２０にはバイアス電圧は全く発生しない。したがって、抑制ガスＣ４Ｆ８に含まれるＣＦ＋が、偏向を受けることなくシリコン層２０のドライエッチング穴の壁面に付着し、表面に均一なフロロカーボンからなる重合膜が形成される。
　このフロロカーボン膜が、重合膜となってエッチングを抑制する。この重合膜は貫通孔１８の壁面部分だけでなく底面にも形成される。貫通孔１８の底面に形成された重合膜は、壁面に形成された重合膜と比較して、イオン衝撃により容易に除去されるため、エッチングは垂直方向に進むことになる。このようなエッチングが進むと、やがて二酸化シリコン層２１の表面に到達し、エッチングの深さ方向への進行は二酸化シリコン層２１の表出面で停止する。
　なお、図７に示すように、貫通孔１８内部のシリコン層２０と二酸化シリコン層２１との界面付近に凹部２６を設けることも可能である。二酸化シリコン層２１は前述したエッチング条件ではエッチングされにくい性質を有している。よって、エッチングが進んで、二酸化シリコン層２１の表面に到達すると、前述のように、エッチングの深さ方向への進行は二酸化シリコン層２１の表出面で停止する。
　この後、さらにエッチングを行うと、表出した二酸化シリコン層２１の表面にエッチングイオンが蓄積されていくことになり、エッチングイオンと二酸化シリコン層２１の表面に蓄積したエッチングイオンとが反発し、エッチングイオンが横方向へと進行し始める。このため、二酸化シリコン層２１の近傍において、徐々にテーパ状に開口幅が広くなった凹部２６を形成することができる。
　このように、保持板１２を、導電体であるシリコン層２０と絶縁体である二酸化シリコン層２１の積層構造とすることによって、二酸化シリコン層２１表面でエッチングが横方向へと進行しやすい状態となり、凹部２６を形成することができる。凹部２６の深さは１μｍ程度である。この深さはエッチング時間によって制御することが可能である。
　なお、エッチングガスとしてはその他にＣＦ４、抑制ガスとしてはその他にＣＨＦ３を用いることもできる。
　なお、保持板１２の貫通孔１８の開口部には、窪み（図示せず）を設けてもよい。被検体１９を保持する保持板１２の第一面側に窪みを設けた場合には、貫通孔１８付近に被検体１９を密集させやすくなるため、測定の成功率が向上する。
　また、保持板１２の貫通孔１８の第二面側に窪みを形成すると、流路抵抗を抑制することが可能となる。これにより、シリコン層２０の厚みが厚い場合においても、流路抵抗を減少させることで、薬剤の循環効率や被検体１９の吸着や吸引しやすさが両立できる。
　上述した窪みの形成には、量産性の観点から、アルカリ溶液によるウエットエッチングを用いるのが好ましい。この場合、エッチングの速度は、一般的にシリコン（１００）面＞シリコン（１１０）面＞＞シリコン（１１１）面であるため、ピラミッド形状の窪みが形成される。
　また、窪みの形成には、ＳＦ６、ＣＦ４、Ｃｌ２、ＸｅＦ２等の、シリコンをエッチング可能なガスエッチングを用いてもよい。この方法によれば、形状を様々に制御することができる。
　なお、保持板１２の貫通孔１８には、リム部（図示せず）を形成してもよい。特に、被検体１９を保持する保持板１２の第一面側により近い位置に、リム部を形成することにより、被検体１９の密着性を向上することが可能となる。このとき、リム部は保持板１２の第一面に対しほぼ垂直に突出していることが望ましいが、リム部が保持板１２の第一面に対してほぼ平行に突出していたり、保持板１２の第一面に対し斜めの角度をなして突出していたりしても同様の効果を奏するものである。
　なお、保持板１２の貫通孔１８の内壁は滑らかであることが好ましい。
　次に、図８に示すように、二酸化シリコン層２１を第二面側からドライエッチングする。このドライエッチングに用いるエッチングガスとしては、例えばＣＨＦ３とＡｒの混合ガスを用いる。ＣＨＦ３とＡｒの混合ガスは、プラズマ励起されたＡｒガスが直進性の高いエッチングガスとなる。Ａｒイオンのようなスパッタを行うエッチング成分を多く使用することによって、貫通孔１８の開口部より直進して進入し、絶縁体である二酸化シリコン層２１を選択的にエッチングすることができる。
　また、ＣＨＦ３は、二酸化シリコン層２１の表面では、重合膜が形成されにくいが、シリコン層２０の表面ではフロロカーボンからなる重合膜を形成する。また、貫通孔１８を形成したときのフロロカーボン膜も保護膜として機能する。このため、さらに二酸化シリコン層２１を選択的にエッチングしやすい効果が得られる。なお、この際に用いるエッチングガスとしては、他にもＣＦ４／Ｈ２やＣＨＦ３／ＳＦ６／Ｈｅ等を用いることもできる。
　以上説明したように、保持板１２の積層体の二種類の材料が、同一のガスに対してそれぞれ異なったエッチングレートを有することによって、シリコン層２０をエッチングする際には二酸化シリコン層２１がエッチングされず、二酸化シリコン層２１をエッチングする際にはシリコン層２０がエッチングされない。この性質を利用して、所望の貫通孔１８の形状を容易に形成することができる。
　次に、図９に示すように、シリコン層２２の表面側（第一面側）より、第二のレジストマスク２７を形成した後、シリコン層２０をエッチングしたのと同じエッチング条件にてシリコン層２２をエッチングして、キャビティ２８を形成する。このエッチングの深さ方向への進行も、二酸化シリコン層２１の表出面でストップする。このとき、図９に示したように、二酸化シリコン層２１の貫通孔１８の周縁部では、二酸化シリコン層２１が突き出たような形状となる（オーバーハング状態）。
　その後、大気中の熱処理炉の中に投入し、酸素を含む雰囲気で加熱していくとシリコン２０，２２の表面が酸化していき、表出したシリコン２０，２２の表面に、均一な二酸化シリコン膜である絶縁膜２３が形成される。このようにして、センサチップ１３を製造することができる。
　本実施の形態において、絶縁膜２３の厚みは２００～２３０ｎｍとした。このとき、厳密には二酸化シリコン層２１の厚みも同時に増加するが、酸化は酸素の拡散によって進行するので、酸化前の二酸化シリコン層２１の厚みによってその増加量は異なる。例えば、酸化前の二酸化シリコン層２１の厚みが５００ｎｍであるとき、その増加量は５０ｎｍ程度である。
　また、この絶縁膜２３の形成温度は、７００℃以上とすることが可能である。
　絶縁膜２３によって、少なくとも貫通孔１８の内壁面に表出したシリコン層２０の表面を被覆することで、被検体１９となる細胞の捕捉性とギガシール性を向上することができる。しかしながら、熱酸化のプロセスにおいてはセンサチップ１３を熱処理炉へ投入することから、表出したシリコン２０，２２の表面を、全て絶縁膜２３によって被覆することが、生産性の観点から効率が良いので好ましい。
　このように、センサチップ１３全体の表面を絶縁膜２３と二酸化シリコン層２１とで被覆することによって、センサチップ１３の親水性を高めることができる。これにより、薬液等の液体との濡れ性を高め、気泡の発生を抑制できる、細胞電気生理センサ５０用のセンサチップ１３を実現することができる。
　また、センサチップ１３の表面を絶縁材料にて被覆することによって、第一電極１５と第二電極１７との間の電気絶縁性を高め、電気生理現象を測定するときの測定精度の向上と再現性を高めることができる。これは、細胞膜からの電気信号は数ｎＡであるため、浮遊容量によって過渡電流を生じると、精度の高い測定が困難となるためである。
　なお、絶縁膜２３の形成方法としては、酸素ガスのみを導入し、酸化させるドライ酸化を用いたが、他の方法でも同様の効果が得られる。例えば、酸素ガスと水素ガスとを１：２の割合で送り込み、炉の導入口に近いところで水蒸気（Ｈ２Ｏ）を作り、この水蒸気をシリコン表面に送って酸化させるウエット酸化や、ＨＣｌあるいはＣｌ２等のハロゲンを添加した雰囲気での酸化も使用することが可能である。
　なお、シリコン層２０，２２を被覆する絶縁膜２３の材料としては、ストップ層として機能する二酸化シリコン層２１と同様に、二酸化シリコン膜に限定されない。例えば、リンをドープしたいわゆるＰＳＧ膜、ボロンをドープしたいわゆるＢＳＧ膜、あるいはリンとボロンをドープしたＢＰＳＧ膜等のドープトオキサイド膜等を用いることができる。また、ＣＶＤ法やスパッタ法やＣＳＤ法等の他の方法により形成した二酸化シリコン膜を用いてもよい。
　図１０は、本発明の第１の実施の形態に係るセンサデバイスにおけるセンサチップ１３の、貫通孔１８付近の構成を示す断面図である。
　図１０に示したように、保持板１２の周辺には、貫通孔１８の内壁も含め、絶縁膜２３が形成されている。これは、二酸化シリコン層２１および絶縁膜２３の軟化点以上の温度に保温することにより、二酸化シリコン層２１および絶縁膜２３の表面が溶融し始め、表面が平滑化される（リフロー）からである。また、図９に示した、貫通孔１８の周縁部でオーバーハング状態であった二酸化シリコン層２１の突き出た部分が、貫通孔１８の内壁面に垂れ下がるような状態で流動し、貫通孔１８の内壁面に形成された絶縁膜２３と連続的に繋がるからでもある。これにより、開口部（図１０における貫通孔１８が被検体１９と接触する部分）に向かって、貫通孔１８に平滑な湾曲面形状を有するセンサチップ１３を作製することができる。
　このとき、貫通孔１８の周辺の保持板１２は、二乗平均粗さＲｑ＝１．０ｎｍ以下の非常に平滑性に優れた面となる。この二乗平均粗さＲｑは、表面粗さの分布を測定した際の、平均値から測定値までの偏差の二乗を平均した値の平方根で定義される。
　図１０に示した構成により、開口部の湾曲面に沿って被検体１９を捕捉することから、被検体１９と貫通孔１８の開口部との密着性を高めるとともに、その密着状態を維持しやすくなり、センサデバイスでの測定精度を向上させることができる。これは、貫通孔１８の開口部が二乗平均粗さＲｑ＝１．０ｎｍ以下の平滑な面で形成されていることと、保持板１２の上面において同じく二乗平均粗さＲｑ＝１．０ｎｍ以下の滑らかな平面部を有することによる。
　ドープされていない、熱酸化によって形成された二酸化シリコンの場合には、軟化温度が１１６０℃と比較的高いが、ＰＳＧ層は軟化点が１０００℃前後、ＢＳＧ層やＢＰＳＧ層の軟化点は約９００℃程度と軟化温度が低い。そのため、これらの材料を用いた場合には、リフロー温度を低下させることができる。
　ＰＳＧ層を用いる場合には、リン濃度が約６から８重量パーセントである。ＢＰＳＧ層を用いる場合には、ドーパント濃度は、ボロンが１から４重量パーセント、および、リンが４から６重量パーセントである。リンの濃度が約７～８重量パーセントよりも高くなると、酸化物中のリンと大気中の水分との間で反応する。また、ボロンの濃度が約４パーセントより高くなると、高湿度においてガラスが不安定となる。
　また、絶縁膜２３として、ＣＶＤ法により形成した二酸化シリコンを用いた場合には、軟化点が１０００℃前後となるため、約１０００℃の熱で溶融させることができ、省エネルギーかつ高精度なセンサチップ１３の形成を実現できる。ＣＶＤ法により形成した二酸化シリコンは、熱酸化により形成した二酸化シリコンよりも軟化点が低くなる。さらに、ＣＶＤ法により形成した二酸化シリコンは、４００℃以上の温度において、重合物が膜表面で流動することによる自己平坦化特性を併せ持つ。
　ＣＶＤ法で形成する際に用いる原料としては、ＴＥＯＳ－Ｏ３が特に自己平滑性に優れているが、ＳｉＨ４－Ｏ２、ＴＥＯＳ－Ｏ２等の、ＳｉＨ４またはＴＥＯＳと酸化剤として作用するガスの組み合わせでもよい。
　二酸化シリコンがＣＶＤ法により形成されたものか、熱酸化によるものかは、その屈折率または密度を比較することで分かる。ＣＶＤ法による二酸化シリコンは、屈折率が約１．４６であり、熱酸化による二酸化シリコンは、屈折率が約１．４８となる。なお、この屈折率は、波長が６３２．８ｎｍのＨｅ－Ｎｅレーザーを用い、エリプソメトリで測定した値である。
　また二酸化シリコンの密度は、直接測定することは困難な為、バッファードフッ酸（ＢＨＦ）のエッチングレートから分析することができる。ＢＨＦ（４８％ＨＦを１０ｍｌに対して、６８０ｍｌのＨ２Ｏに１１ｇＮＨ４Ｆを加えた溶液から１００ｍｌ取り出して加えた溶液）を用いた場合は、ＣＶＤ法による二酸化シリコンはそのエッチングレートが約２０Å／ｍｉｎとなり、熱酸化による二酸化シリコンは約６．８～７．３Å／ｍｉｎとなる。
　センサチップ１３を軟化点以上の温度に保持することによって、貫通孔１８の穴は真円に近づくが、形状は保持された温度および時間等の条件と、絶縁膜２３の形成厚みとによって変化する。絶縁膜２３の形成厚みが大きいほど、この傾向は強くなる。温度が高いまたは時間が長い場合には、大きな形状変化を引き起こすため、ほぼ真円の形状となりやすい。
　なお、貫通孔１８の形状は特に問わず、測定を行う被検体１９の種類、形状等によって、最適な形状を選択すればよい。ただし、細胞や球状の粒子の場合は被検体１９が真球に比較的近い形状を有しているため、この場合の貫通孔１８の形状は、真円の形状に近いほうが被検体１９を等方的に吸引できるため望ましい。
　本実施の形態においては、シリコンよりなる保持板１２を用いているため、保持板１２の割れを低減し、測定の成功率向上が可能となる。変形しやすいために割れの問題が生じにくいフィルム樹脂と異なり、シリコン単結晶材料では、脆くて壊れやすいことや、へき開性を有するため、被検体保持部が割れやすいという課題を有している。特に、へき開は、結晶構造において原子間の結合力の弱い面において起こる破壊であり、作製プロセス中に生じる基板の傷や欠け等によって容易に起こり得るものである。
　しかしながら、本実施の形態では、保持板１２の貫通孔１８を形成している面にシリコン（１００）面を用いて、シリコン（１１０）方向上に隣接する貫通孔１８の中心が並ばないように形成している。これにより、シリコンのへき開面上に構造的に弱い貫通孔１８が連続的に配置されないため、保持板１２の割れを低減できる。
　シリコン（１１０）基板やシリコン（１１１）基板等の他の方位の基板を用いた場合、シリコンの基板上において、へき開面が存在する方向は、シリコン基板の方位によって異なる。このため、同様の効果を得るには、へき開面上に貫通孔１８の中心が並ばないように貫通孔１８を配置すればよい。
　図１１Ａ～１１Ｃは、本発明の第１の実施の形態に係るセンサデバイスにおける保持板１２に用いるシリコン基板のへき開面を示した図である。図１１Ａは、シリコン（１００）基板のへき開面を示し、図１１Ｂは、シリコン（１１０）基板のへき開面を示し、図１１Ｃは、シリコン（１１１）基板のへき開面を示している。
　図１１Ａ～１１Ｃに示した、へき開面の方向と、隣り合う貫通孔１８を結ぶ線分Ｈ２の方向とが一致しないように貫通孔１８を形成することにより、センサチップ１３の保持板１２の割れを低減できる。これにより、被検体１９となる細胞のイオン電流の値を正確に測定することが可能となり、測定成功率を向上させることができる。
　なお、一般的に、基板の方位はＸ線回折法（ＣｕＫα線、λ＝０．１５４１８ｎｍ）により判別が可能である。シリコン（１００）基板を用いた場合は６９．２°、シリコン（１１０）基板なら４７．３°、シリコン（１１１）基板なら２８．５°に回折のピークを生じることから、基板の方位を判別できる。
　以上述べたように、本実施の形態によれば、シリコン（１００）基板を用いて、各センサチップ１３に複数個の貫通孔１８を形成した場合に、測定の際に流路内に流れてきた被検体１９同士の干渉を防ぐことにより、細胞の吸引および吸着がしやすく、高い測定成功率を有するセンサデバイスを提供することができる。
　特に、シリコン（１００）面を表面に持つ基材を用いて、かつ、隣り合う貫通孔１８ａ，１８ｂの中心を結んだ線分Ｈ２がシリコン（１１０）方向と一致しない場合に、保持板１２の割れを低減し、測定の成功率を向上することが可能となる。これは、シリコン（１１０）方向上に最近接する貫通孔１８の中心が並んでいないため、シリコンの、へき開面上に構造的に弱い貫通孔１８が連続的に配置されないためである。このため、被検体１９となる細胞のイオン電流の値を正確に測定することが可能となり、測定成功率の向上が期待できる。
　また、貫通孔１８の中心間距離が小さくなっても、センサチップ１３の強度の維持が可能であり、よりセンサチップ１３を高密度化および小型化できる。これにより、同一面積から作製できるセンサチップ１３の数は増加するため、センサチップ１３の低コスト化にも寄与することができる。
　なお、本実施の形態のセンサチップ１３は、流路を用いて被検体１９を導入して測定を行う場合に限定されず、センサチップ１３上に被検体１９を滴下して測定を行う場合でも実施可能である。
　（第２の実施の形態）
　次に、本発明の第２の実施の形態について説明する。
　なお、第１の実施の形態で説明した要素と同じ要素については、同一の符号を付してその説明を省略する。
　図１２は、本発明の第２の実施の形態に係るセンサデバイスにおけるセンサチップ３３の構成を示す断面図である。
　本実施の形態のセンサチップ３３が、第１の実施の形態のセンサチップ１３と異なる点は、貫通孔３８の開口部における形状が円形ではなく、複数の孔径を有する形状である点である。また、貫通孔３８の孔径の最短長さよりも長い孔径の長さ方向と、溶液の流れ方向Ｈ１とが平行である点である。
　図１２に示すように、センサチップ３３は、第一面６１（上面）と第二面６２（下面）とを有する保持板３２を備えており、保持板３２には第一面と第二面とを連通する複数の貫通孔３８が形成されている。さらに保持板３２の下方である第二面側には窪み部２９が形成されている。
　本実施の形態において、センサチップ３３の保持板３２は、ボロンドープ層３０とシリコン層３１との二層構造で形成されており、二酸化シリコン膜やシリコン窒化膜等の絶縁膜４３で被覆されている。
　次に、本実施の形態におけるセンサチップ３３の形状や貫通孔３８の配置について、詳細に説明する。
　図１３は、本発明の第２の実施の形態に係るセンサデバイスにおけるセンサチップ３３の保持板３２の模式平面図である。
　図１３に示すように、センサチップ３３の保持板３２は、正方形形状に形成されており、９個の貫通孔３８が形成されている。９個の貫通孔３８は、隣り合う貫通孔３８の中心を結ぶ線分Ｈ２を描いた場合に、正方形が形成されるように配置されている。９つの貫通孔３８は、保持板３２の第一面での開口部において、円形状ではなく、それぞれ複数の孔径を有している。
　ここで、複数の孔径を有している、とは、貫通孔３８の中心から外周までの距離が複数存在することをいう。すなわち、貫通孔３８の開口部の形状が真円ではなく、多角形またはランダムな形状を有していることをいう。
　図１３に示した例においては、貫通孔３８の開口部の形状は、一辺の長さがｒの正方形状である。貫通孔３８の開口部の形状が正方形の場合には、貫通孔３８の開口部の最長長さＲ１は対角線の長さとなる。そして、この貫通孔３８の開口部の最長長さＲ１と、溶液の流れ方向Ｈ１とが一致するように複数の貫通孔１８が配置されている。
　なお、図１３に示した例では、貫通孔３８の開口部の最長長さＲ１と溶液の流れ方向Ｈ１とが一致するように複数の貫通孔３８が形成されている。しかしながら、本発明はこの例に限定されない。貫通孔３８の孔径の最短長さであるｒよりも長い孔径の方向と、溶液の流れ方向Ｈ１の方向とが一致していればよく、この孔径が取りうる長さは、ｒより長く√２ｒ（＝Ｒ１）以下となる。すなわち、貫通孔３８の孔径の最短長さであるｒの方向と、溶液の流れ方向Ｈ１の方向とが非平行である。
　図１４Ａは、本発明の第２の実施の形態に係るセンサデバイスにおける貫通孔３８の構成を示す平面図であり、図１４Ｂは、センサチップ３３の構成を示す断面図であり、図１４Ｃは、窪み部２９の構成を示す底面図である。
　図１３及び図１４Ａ，Ｂに示したように、本実施の形態においては、保持板３２をシリコン（１００）方向を一辺に含む正方形形状とし、貫通孔３８の開口部の形状をシリコン（１１０）方向を一辺に含む正方形形状とし、貫通孔３８の開口部の正方形形状の対角線Ｒ１の方向と溶液の流れ方向Ｈ１とが平行となるように形成している。
　また、図１４Ｃに示したように、センサチップ３３の保持板３２を下方から見た時の窪み部２９の平面形状は、シリコン（１１０）方向を一辺に含む正方形形状となり、この正方形形状の対角線方向と溶液の流れ方向Ｈ１とが平行となるように形成されている。
　ここで、図１３に示したように、センサチップ３３の保持板３２のシリコン（１１０）方向と、保持板３２の第一面の上方を流れる溶液の流れ方向Ｈ１とが成す角度をＡとする。
　図１１Ａに示したように、シリコン（１００）基板上では、９０°おきに同一の結晶方向が存在する。このため、角度Ａの取りうる範囲は０°＜Ａ＜９０°であり、後述する最大の効果を得ることができる角度は４５°となる。角度Ａが４５°に近づくほど、より大きな効果が得られる。
　貫通孔３８の開口部の形状を正方形形状とするためには、センサチップ３３の保持板３２の正方形形状の一辺として、シリコン基板の（１００）方向を用いることが好ましい。この場合、基板内における無駄な領域が最小となるように形成でき、生産性において望ましいためである。
　すなわち、センサチップ３３の形状を、貫通孔３８の開口部の形状と同じ正方形にすることによって、センサチップ３３作製時に、一枚の基板から複数のセンサチップ３３を作成する際に、基板内における無駄な領域が最少となるように形成でき、生産性を向上できる。さらに、センサチップ３３の作製に用いる基板を有効に用いることが可能となり、低コスト化に寄与することができる。
　また、センサチップ３３の一辺を（１００）方向とした場合、基板内における無駄な領域が最少となるように形成できるため生産性において望ましい。
　ただし、センサチップ３３の一辺として（１１０）以外の方向を選択する場合には、センサチップ３３をウエハから固片化する際に、ブレードダイシングによる加工性が低下し、センサチップ３３の固片化が困難となる。しかしながら、センサチップ３３の固片化にレーザーを用いたダイシングやセンサチップ３３間のエッチングを用いることにより、センサチップ３３の加工性を向上させることができ、例えば円形等の任意の形状を実現することが可能となる。
　なお、ダイシングによる加工法の差異は、センサチップ３３の側面を観察することで、判定が可能である。
　一方で、センサチップ３３の一辺を（１１０）方向に有する正方形形状とした場合には、隣り合う貫通孔３８の中心を結ぶ線分Ｈ２とセンサチップ３３の一辺とが平行ではなく、ある一定の角度を有していることが好ましい。しかし、平行でなかった場合は、センサチップ３３の全面に貫通孔３８を配置することが困難となり、センサチップ３３の小型化に課題を生じる。一方で、ブレードダイシングによる加工性が向上する。これらの効果を総合的に考慮し、センサチップ３３の形状を選択することが望ましい。
　図１３に示した例においては、センサチップ１３の一辺を（１００）方向に持つ正方形形状とし、貫通孔３８の開口部の形状を正方形形状としており、このとき、貫通孔３８の開口部の正方形形状の一辺を、センサチップ１３の一辺に対して、４５°回転させた配置を行っているため、同一シリコン（１１０）方向上に形成されている貫通孔１８の数を少なくすることができる。この効果について、詳細に説明する。
　図１５Ａは、本発明の第２の実施の形態に係るセンサデバイスにおけるセンサチップ３３の構成を説明するための模式平面図であり、図１５Ｂは、別の例の構成を説明するための模式平面図である。
　図１５Ａの例においては、隣り合う貫通孔３８の中心を結ぶ線分距離をａとし、センサチップ３３の保持板３２の一辺がシリコン（１００）方向であるときの、シリコン（１１０）方向における、隣り合った貫通孔３８間の貫通孔が形成されていない領域の長さをｂとしている。
　また、図１５Ｂの例においては、隣り合う貫通孔３８の中心を結ぶ線分距離をａとし、センサチップ３３の保持板３２の一辺がシリコン（１１０）方向であるときの、シリコン（１１０）方向における、隣り合った貫通孔３８間の貫通孔が形成されていない領域の長さをｃとしている。
　このとき、ｂとｃとの長さの関係は、ｂ＞ｃとなり、たとえ隣り合う貫通孔３８の中心を結ぶ線分距離ａが同じであっても、図１５Ａの構成の方が、シリコン（１１０）方向上に形成されている貫通孔３８の数を少なくすることができる。その結果、構造的に弱い貫通孔３８が連続的に配置されないために、構造的に強度が増し、センサチップ３３の割れを低減できる。そのため、細胞のイオン電流の値を正確に測定することが可能となり、測定成功率の向上が期待できる。
　さらに、貫通孔３８の中心同士の間隔ａを小さくしたとしても、センサチップ１３が一辺を（１００）方向に持つ場合（図１５Ａの構成）は、センサチップ１３が一辺を（１１０）方向に持つ場合（図１５Ｂの構成）と比較して、センサチップの強度の維持が可能であり、よりセンサチップを高密度化および小型化できる。これにより、同一面積から作製できるセンサチップの数は増加するため、センサチップの低コスト化にも寄与することができる。
　次に、本実施の形態のセンサデバイスに用いられるセンサチップ３３の作製方法について説明する。
　図１６～図１９は、本発明の第２の実施の形態に係るセンサデバイスにおけるセンサチップ３３の製造方法について説明するための図である。
　本実施の形態においては、厚み方向の一部にボロンドープ層３０が形成されたシリコン層３１からなるシリコン（１００）基板を用いて、正方形のセンサチップ３３を作製する。ここではセンサチップ３３の一辺を（１００）方向に有する正方形形状（図１５Ａの構成）を作製するものとする。
　ボロンドープ層３０は、アルカリ溶液によるシリコンのウエットエッチング時にストップ層として機能する。これにより、高精度なセンサチップ３３形状の実現が可能となる。ボロンドープ層３０の厚みは１～３０μｍであり、ボロン濃度は２×１０１９（／ｃｍ３）以上である。
　シリコン層３１への元素の注入には、イオン注入法を用いるのが適している。イオン注入法とはイオンを電気的に加速して個体にぶつけることで、特定の元素を基板内に注入する方法であり、深さ方向の濃度分布の制御性がよい。これにより、より高精度に所望の元素を添加することができる。その他にも、プラズマを用いた注入法や気相拡散あるいは、固相拡散といった熱拡散を用いることも可能である。これらの元素の注入法を実施した場合には、シリコン内部に添加した元素に濃度勾配が生じる。また、熱酸化によって形成した二酸化シリコン膜やシリコン窒化膜等の絶縁膜４３にも熱拡散によって元素が添加されるため、濃度勾配を生じる。
　まず、図１６に示したように、ボロンドープ層３０の上方の第一面に、フォトリソグラフィー技術を用いて第一のレジストマスク４２を形成し、貫通孔３８と同程度（０．５μｍ～５μｍ）の大きさのマスクホール５３を形成する。マスクホール５３の形状は円形状である。
　次に、図１７に示すように、シリコンの垂直加工が可能なＢｏｓｃｈプロセスを用いて、貫通孔３８を形成する。貫通孔３８の長さは、ボロンドープ層３０の厚み以上の長さとなるように形成する。通常、１～５０μｍの深さを有する垂直な貫通孔３８を形成する。
　次に、図１８に示すようにＬＰＣＶＤ（Ｌｏｗ　Ｐｒｅｓｓｕｒｅ　Ｃｈｅｍｉｃａｌ　Ｖａｐｏｒ　Ｄｅｐｏｓｉｏｔｉｏｎ）等の方法を用いて、二酸化シリコン膜やシリコン窒化膜等からなる絶縁膜４３を貫通孔３８内部に被覆する。
　絶縁膜４３としては、アルカリエッチングに耐性のある材料なら、特に材料やその形成方法は問わない。その後、フォトリソグラフィー技術を用い、シリコン層３１の、ボロンドープ層３０が設けられた側とは反対側の第二面に対して第二のレジストマスク３４を形成する。
　そして、図１９に示すように、ＫＯＨまたはＴＭＡＨ溶液等のアルカリ溶液によるシリコンの異方性のウエットエッチングを用いて、窪み部２９を形成する。窪み部２９の深さはエッチングの時間によって制御することができる。本実施の形態においては、ボロンドープ層３０をセンサチップ３３の第一面側に形成しているので、エッチストップを規定することが可能となり、センサチップ３３の形状を高精度に制御することができる。
　このエッチングによって、シリコンの方位によるエッチングレートの差から、窪み部２９の形状をシリコン（１１１）面で囲まれたピラミッド形状とすることができる。このとき、シリコン層３１の側面とボロンドープ層３０との成す角度Ｘは約５４°となっている。
　アルカリ溶液によるシリコンウエットエッチングの場合、エッチングの速度は、一般的にシリコン（１００）＞シリコン（１１０）＞＞シリコン（１１１）となる。つまり、窪み部２９のピラミッド形状は、基板面に対して垂直に見た場合、図１４Ｃに示したように、ピラミッド形状の上面の一辺が（１１０）方向を一辺として形成される正方形の形状となる。アルカリ溶液によるシリコンのウエットエッチングは、複数枚の一括処理がしやすく、装置が簡便であるため、コスト面においてメリットを有する。
　他にも、窪み部２９の形成は、ＳＦ６、ＣＦ４、Ｃｌ２、ＸｅＦ２等による、シリコンをエッチング可能なガスエッチングを用いることも可能である。ただし、これらの場合、シリコンの方位によるエッチングレートの差が出にくいため、窪み部２９は、はっきりしたピラミッド形状にはならず、比較的丸みを帯びた形状となる。
　なお、必要に応じて、図１２に示したように、シリコン層３１に対して選択的にエッチマスクを除去した後、センサチップ３３全体に対して、二酸化シリコン膜やシリコン窒化膜等の絶縁膜４３を形成する。絶縁膜４３の厚みが３００ｎｍ以上あれば、前述の効果を有するが、より酸化膜厚が大きなほうが貫通孔３８の開口部の形状が四角（正方形）に近くなるため、被検体１９の吸引や薬液の循環への効果が顕著に現れる。ここでは絶縁膜４３の厚みを３００～２０００ｎｍとした。この場合、絶縁膜４３の軟化点以下の温度で形成することが望ましい。
　二酸化シリコン膜の成長速度は、方位によって依存し、一般的にシリコン（１１０）＞シリコン（１００）である。絶縁膜４３として熱酸化による二酸化シリコン膜を形成する場合は、孔形状が円形状に形成された貫通孔３８は、絶縁膜４３が形成されていくにつれて円形状を維持しにくく、正方形形状となる。このようにして、貫通孔３８の開口部の形状を正方形形状とすることができる。つまり、貫通孔３８の開口部の形状は基板面に対して垂直に見た場合、窪み部２９の形状と同様にシリコン（１１０）方向を一辺とした正方形形状することが可能となる。
　本実施の形態では、特に、センサチップ３３に形成された貫通孔３８が、開口部において複数の孔径を有しており、この複数の孔径の中の最短長さよりも長い孔径の長さ方向と、溶液の流れ方向とが平行となっている。このため、被検体１９の吸引が効率的に行われやすくなり、測定の成功率を向上させることができる。
　特に、貫通孔３８の開口部の形状を正方形形状とすると、その孔径の最長の長さとなる対角線Ｒ１の方向と、センサチップ３３の第一面の上方を流れる溶液の流れ方向Ｈ１とが一致することとなる。そのため、被検体１９の吸引が効率的に行われやすくなり、測定の成功率を向上させることができる。
　また、抗生物質等の測定に必要な溶液の導入方向であるセンサチップ３３の第二面の下方を流れる溶液の流れ方向と、窪み部２９の窪み形状の対角線方向とが一致することになる。そのため、抗生物質の循環がスムーズとなり、測定の成功率を向上させることができる。
　さらに、センサチップ３３の保持板３２としてシリコン（１００）方向を一辺に含む正方形形状を用い、貫通孔３８の開口部の形状を正方形形状とし、貫通孔３８の開口部の正方形形状の対角線Ｒ１の方向と溶液の流れ方向Ｈ１とが平行となるように形成されている。
　上記構成によって、被検体１９を含む溶液の導入方向であるセンサチップ３３の第一面の上方を流れる溶液の流れ方向Ｈ１が、センサチップ３３のシリコン（１００）方向と一致することになる。さらにこのとき、貫通孔３８の開口部の正方形形状の対角線Ｒ１の方向もまたシリコン（１００）方向と一致することになる。つまり、被検体１９を導入して測定を行う場合には、貫通孔３８の正方形形状の最長の長さを有する対角線Ｒ１の方向と被検体１９の導入方向であるセンサチップ３３の第一面の上方を流れる溶液の流れ方向が一致することとなる。そのため、被検体１９の吸引が効率的に行われやすくなり、測定の成功率を向上させることができる。
　同様に、センサチップ３３の保持板３２を下方から見た時の窪み部２９の平面形状は、シリコン（１１０）方向を一辺に含む正方形形状となり、この平面形状の対角線方向と溶液の流れ方向Ｈ１とが平行となるように形成されている。
　上記構成によって、センサチップ３３の保持板３２の第二面の下方を流れる溶液の流れ方向がセンサチップ３３のシリコン（１００）方向と一致することになる。さらにこのとき、窪み部２９の正方形形状の対角線方向はシリコン（１００）方向と一致している。
　つまり、抗生物質等の測定に必要な溶液の導入方向であるセンサチップ３３の第二面の下方を流れる溶液の流れ方向と窪み部２９の正方形形状の最長の長さを有する対角線方向とが一致することになる。そのため、抗生物質の循環がスムーズとなり、測定の成功率を向上させることができる。
　また、窪み部２９を形成することにより、流路抵抗を抑制することが可能となる。これにより、センサチップ３３の厚みが厚い場合においても、流路抵抗を減少させることで、薬剤の循環効率や被検体１９の吸引しやすさが両立できる。
　さらに追加の効果として、センサチップ３３の割れを低減し、測定の成功率向上が可能となる。シリコン（１１０）方向上に隣接する貫通孔３８の中心が並んでいないため、シリコンのへき開面上に構造的に弱い貫通孔３８が連続的に配置されないため、センサチップ３３の割れが低減できる。このため、被検体１９となる細胞のイオン電流の値を正確に測定することが可能となり、測定成功率の向上が期待できる。
　また、貫通孔３８の中心間距離が小さくなっても、センサチップ３３の強度の維持が可能であり、よりセンサチップ３３を高密度化および小型化できる。これにより、同一面積から作製できるセンサチップ３３の数が増加するため、センサチップ３３の低コスト化にも寄与することができる。
　（第３の実施の形態）
　以下、本発明の第３の実施の形態におけるセンサデバイスについて説明する。
　図２０は、本発明の第３の実施の形態に係るセンサデバイスの構成を示す模式断面図である。
　第１の実施の形態および第２の実施の形態で説明した要素と同じ要素については、同じ符号を付してその説明を省略する。第１の実施の形態および第２の実施の形態では、センサデバイスとして細胞電気生理センサ５０を例とした説明を行ったが、本発明のセンサデバイスは、物質同定センサ６０としても用いることができる。物質同定センサにおけるセンサデバイスとは、プローブを有するビーズ等からなる被検体３６を吸着保持し、化学物質・生体物質・環境物質といった試料を測定することができるデバイスである。
　図２０に示すように、本実施の形態における物質同定センサ６０は、実装基板１１と、実装基板１１に実装された保持板１２，３２を有するセンサチップ１３，３３とを備えている。また、センサチップ１３，３３の上方に実装基板１１に沿って溶液を流すことが可能な流路３５が形成されている。そして、センサチップ１３，３３は第一面から第二面に向けて形成された複数個の貫通孔１８，３８を有している。
　そして、流路３５に被検体３６を含む溶液を流して、被検体３６を複数の貫通孔１８，３８に保持させる。この時、貫通孔１８，３８を通してセンサチップ１３，３３の第一面から加圧するか、センサチップ１３，３３の第二面から減圧することによって、被検体３６と溶液とを複数の貫通孔１８，３８へ引き込む。すると、被検体３６は貫通孔１８，３８を塞ぐように吸引、保持される。
　そして、このような状態で、蛍光強度、表面組成、表面状態等を測定することが可能となる。
　以上述べたように、本発明のセンサデバイスによれば、被検体を貫通孔に精度高く吸着・保持することができるという格別な効果を有するので、高い測定成功率が求められる医療・バイオ分野等において有用である。
　１１　　実装基板
　１２，３２　　保持板
　１３，３３　　センサチップ
　１４　　第一電極槽
　１４ａ　　壁面
　１４ｂ　　流路幅
　１５　　第一電極
　１６　　第二電極槽
　１７　　第二電極
　１８，１８ａ，１８ｂ，１８ｃ，３８　　貫通孔
　１９，３６　　被検体
　２０，２２，３１　　シリコン層
　２１　　二酸化シリコン層
　２３，４３　　絶縁膜
　２４，４２　　第一のレジストマスク
　２５，５３　　マスクホール
　２６　　凹部
　２７，３４　　第二のレジストマスク
　２８　　キャビティ
　２９　　窪み部
　３０　　ボロンドープ層
　３５　　流路
　５０　　細胞電気生理センサ
　５１，６１　　第一面
　５２，６２　　第二面
　６０　　物質同定センサ

Claims (31)

  1. 実装基板と、
    前記実装基板に保持されたセンサチップと、を備えたセンサデバイスであって、
    前記センサチップは、保持板と、前記保持板の第一面と前記第一面の反対側の第二面とを貫通する複数の貫通孔と、を有し、
    前記保持板の前記第一面に被検体を含む溶液を流し、前記複数の貫通孔が前記被検体を保持し、
    前記複数の貫通孔のうち、隣り合う貫通孔の中心を結ぶ線分の方向と前記溶液の流れ方向とが非平行であるセンサデバイス。
  2. 前記保持板の形状が正方形である請求項１に記載のセンサデバイス。
  3. 前記保持板として、シリコン基板の（１００）面を用いた請求項１に記載のセンサデバイス。
  4. 前記保持板の前記第一面の上方を流れる溶液の流れ方向と、前記シリコン基板の（１１０）方向とが一致する請求項３に記載のセンサデバイス。
  5. 前記隣り合う貫通孔の中心を結ぶ線分で描いた線形が、正多角形形状となる請求項１に記載のセンサデバイス。
  6. 前記正多角形形状が正方形である請求項５に記載のセンサデバイス。
  7. 前記正多角形形状が正三角形である請求項５に記載のセンサデバイス。
  8. 前記隣り合う貫通孔の中心を結ぶ線分の長さが２０μｍ以上である請求項１に記載のセンサデバイス。
  9. 実装基板と、
    前記実装基板に保持されたセンサチップと、を備えたセンサデバイスであって、
    前記センサチップは、保持板と、前記保持板の第一面と前記第一面の反対側の第二面とを貫通する複数の貫通孔と、を有し、
    前記保持板の前記第一面に被検体を含む溶液を流し、前記複数の貫通孔が前記被検体を保持し、
    前記複数の貫通孔それぞれは複数の孔径を有し、
    前記複数の孔径のうち、最短の孔径の長さ方向と、前記溶液の流れ方向とが非平行であるセンサデバイス。
  10. 前記複数の孔径のうち、最長の孔径の長さ方向と、前記溶液の流れ方向とが平行である請求項９に記載のセンサデバイス。
  11. 前記保持板の形状が正方形である請求項９に記載のセンサデバイス。
  12. 前記保持板としてシリコン基板の（１００）面を用いた請求項９に記載のセンサデバイス。
  13. 前記複数の孔径のうち、最短の孔径の長さ方向と、シリコン基板の（１００）方向とが非平行である請求項１２に記載のセンサデバイス。
  14. 前記保持板の形状が正方形であり、前記保持板としてシリコン基板の（１００）面を用い、前記保持板の対角線方向とシリコン（１１０）方向とが平行である請求項９に記載のセンサデバイス。
  15. 前記保持板の形状が正方形であり、前記保持板としてシリコン基板の（１００）面を用い、前記保持板の一辺方向とシリコン（１１０）方向とが平行である請求項９に記載のセンサデバイス。
  16. 隣り合う貫通孔の中心を結ぶ線分と溶液の流れ方向とが平行である請求項９または請求項１５に記載のセンサデバイス。
  17. 前記貫通孔の前記第一面における開口部の形状が正方形である請求項９に記載のセンサデバイス。
  18. 前記貫通孔の前記第一面における前記開口部の正方形の対角線方向がシリコン（１００）方向と平行である請求項１７に記載のセンサデバイス。
  19. 前記貫通孔の前記第一面における前記開口部の正方形の一辺とシリコン（１１０）方向とが平行である請求項１７に記載のセンサデバイス。
  20. 前記溶液の流れ方向とシリコン（１００）方向とが平行である請求項９に記載のセンサデバイス。
  21. 実装基板と、
    前記実装基板に保持されたセンサチップと、を備えたセンサデバイスであって、
    前記センサチップは、保持板と、前記保持板の第一面と前記第一面の反対側の第二面とを貫通する複数の貫通孔と、を有し、
    前記保持板の前記第一面に被検体を含む第一の溶液を流し、前記保持板の前記第二面に第二の溶液を流し、前記複数の貫通孔が前記被検体を保持し、
    前記保持板の前記第二面に前記複数の貫通孔に連通した窪み部を有し、
    前記窪み部は、前記保持板の前記第二面での平面形状において複数の孔径を有しており、
    前記窪み部の前記複数の孔径のうち、最短の孔径の長さ方向と、前記第二の溶液の流れ方向とが非平行であるセンサデバイス。
  22. 前記複数の孔径のうち、最長の孔径の長さ方向と、前記第二の溶液の流れ方向とが平行である請求項２１に記載のセンサデバイス。
  23. 前記保持板の形状が正方形である請求項２１に記載のセンサデバイス。
  24. 前記保持板としてシリコン基板の（１００）面を用いた請求項２１に記載のセンサデバイス。
  25. 前記複数の孔径のうち、最短の孔径の長さ方向と、シリコン基板の（１００）方向とが非平行である請求項２４に記載のセンサデバイス。
  26. 前記保持板の形状が正方形であり、前記保持板としてシリコン基板の（１００）面を用い、前記保持板の対角線方向とシリコン（１１０）方向とが平行である請求項２１に記載のセンサデバイス。
  27. 前記保持板の形状が正方形であり、前記保持板としてシリコン基板の（１００）面を用い、前記保持板の一辺方向とシリコン（１１０）方向とが平行である請求項２１に記載のセンサデバイス。
  28. 前記窪み部の前記第二面の開口部の形状が正方形である請求項２１に記載のセンサデバイス。
  29. 前記窪み部の前記第二面の前記開口部の正方形の対角線方向とシリコン（１００）方向とが平行である請求項２８に記載のセンサデバイス。
  30. 前記窪み部の前記第二面の前記開口部の正方形の一辺の方向とシリコン（１１０）方向とが平行である請求項２８に記載のセンサデバイス。
  31. 前記第二の溶液の流れ方向とシリコン（１００）方向とが平行である請求項２１に記載のセンサデバイス。
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Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2015216913A (ja) * 2014-05-21 2015-12-07 大日本印刷株式会社 細胞培養容器の管理方法
JP2016015912A (ja) * 2014-07-08 2016-02-01 国立大学法人九州工業大学 細胞外電位計測デバイス及び細胞外電位計測方法
JP2017040490A (ja) * 2015-08-18 2017-02-23 国立大学法人神戸大学 気体分子成分検出装置、検出方法および検出装置の作製方法
JP2020099211A (ja) * 2018-12-20 2020-07-02 株式会社Ｓｃｒｅｅｎホールディングス 細胞培養容器

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2014177670A1 (en) * 2013-05-01 2014-11-06 Sophion Bioscience A/S Polymeric device for electrophysiological recordings
CN104609183A (zh) * 2015-01-26 2015-05-13 京东方科技集团股份有限公司 一种搬送装置及移动系统
DE102020000316A1 (de) * 2020-01-20 2021-07-22 Emz-Hanauer Gmbh & Co. Kgaa Trübungssensor sowie hiermit ausgerüstetes wasserführendes Haushaltsgerät

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2002055653A1 (fr) 2001-01-09 2002-07-18 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Dispositif de mesure du potentiel extracellulaire, procede permettant de mesurer le potentiel extracellulaire a l'aide dudit dispositif et appareil utilise pour cribler rapidement le medicament apporte par ce dernier
JP2004069309A (ja) * 2002-08-01 2004-03-04 Matsushita Electric Ind Co Ltd 細胞外電位測定デバイスおよびその製造方法
JP2005156234A (ja) * 2003-11-21 2005-06-16 Matsushita Electric Ind Co Ltd 細胞外電位測定デバイスおよびこれを用いた細胞外電位の測定方法
WO2007132769A1 (ja) 2006-05-17 2007-11-22 Panasonic Corporation 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
WO2007138902A1 (ja) * 2006-05-25 2007-12-06 Panasonic Corporation 細胞電気生理センサ用チップとこれを用いた細胞電気生理センサおよび細胞電気生理センサ用チップの製造方法
JP2008014802A (ja) * 2006-07-06 2008-01-24 Matsushita Electric Ind Co Ltd 細胞電気生理センサとその製造方法

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN100487456C (zh) * 2002-06-05 2009-05-13 松下电器产业株式会社 细胞外电位测量装置及其制造方法
JP4844161B2 (ja) * 2006-02-23 2011-12-28 パナソニック株式会社 細胞電気生理センサとそれを用いた測定方法およびその製造方法
GB2436145A (en) * 2006-03-16 2007-09-19 Sophion Bioscience As A system for monitoring properties of a single cell

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2002055653A1 (fr) 2001-01-09 2002-07-18 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Dispositif de mesure du potentiel extracellulaire, procede permettant de mesurer le potentiel extracellulaire a l'aide dudit dispositif et appareil utilise pour cribler rapidement le medicament apporte par ce dernier
JP2004069309A (ja) * 2002-08-01 2004-03-04 Matsushita Electric Ind Co Ltd 細胞外電位測定デバイスおよびその製造方法
JP2005156234A (ja) * 2003-11-21 2005-06-16 Matsushita Electric Ind Co Ltd 細胞外電位測定デバイスおよびこれを用いた細胞外電位の測定方法
WO2007132769A1 (ja) 2006-05-17 2007-11-22 Panasonic Corporation 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
WO2007138902A1 (ja) * 2006-05-25 2007-12-06 Panasonic Corporation 細胞電気生理センサ用チップとこれを用いた細胞電気生理センサおよび細胞電気生理センサ用チップの製造方法
JP2008014802A (ja) * 2006-07-06 2008-01-24 Matsushita Electric Ind Co Ltd 細胞電気生理センサとその製造方法

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
ALAN FINKEL: "Population Patch Clamp Improves Data Consistency and Success Rates in the Measurement of ionic Currents", JOURNAL OF BIOMOLECULAR SCREENING, 2006, pages 488 - 496
See also references of EP2554654A4

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2015216913A (ja) * 2014-05-21 2015-12-07 大日本印刷株式会社 細胞培養容器の管理方法
JP2016015912A (ja) * 2014-07-08 2016-02-01 国立大学法人九州工業大学 細胞外電位計測デバイス及び細胞外電位計測方法
JP2017040490A (ja) * 2015-08-18 2017-02-23 国立大学法人神戸大学 気体分子成分検出装置、検出方法および検出装置の作製方法
JP2020099211A (ja) * 2018-12-20 2020-07-02 株式会社Ｓｃｒｅｅｎホールディングス 細胞培養容器
JP7107528B2 (ja) 2018-12-20 2022-07-27 株式会社Ｓｃｒｅｅｎホールディングス 細胞培養容器

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