WO2013061849A1

WO2013061849A1 - 心筋毒性検査および心筋細胞評価のための方法および装置

Info

Publication number: WO2013061849A1
Application number: PCT/JP2012/076860
Authority: WO
Inventors: 安田　賢二; 智行金子; 典正野村; 服部　明弘
Original assignee: 国立大学法人東京医科歯科大学; 一般社団法人オンチップ・セロミクス・コンソーシアム
Priority date: 2011-10-28
Filing date: 2012-10-17
Publication date: 2013-05-02
Also published as: EP2772531A1; EP2772531A4; JPWO2013061849A1; US20140349332A1

Abstract

　透明基板上に心筋細胞集団を配置し、心筋拍動細胞に与えた強制拍動刺激に対する心筋細胞の応答から心筋細胞の品質を評価する。透明基板上に心筋細胞集団を配置し、ネットワークを構成する細胞には薬物が作用するように薬物を含む液体の流れに曝す。ネットワークの隣接する心筋拍動細胞の比較から得られるゆらぎ計測から薬物による心毒性の程度を評価する。

Description

心筋毒性検査および心筋細胞評価のための方法および装置

　本発明は、心筋毒性検査および心筋細胞評価のための方法および装置に関する。

　細胞の状態の変化や、細胞の薬物等に対する応答を観察するのに多用されているのはバイオアッセイである。従来のバイオアッセイでは、一般的に培養細胞を用いることが多い。この系では複数の細胞を用いてアッセイを行うので、細胞集団の値の平均値をあたかも１細胞の特性であるかの様に観察してきた。

　しかし、実際には細胞は集団の中で細胞周期が同調しているものはまれであり、各々の細胞が異なった周期でタンパク質を発現している。このため、刺激に対する応答の結果を解析するときにゆらぎの問題が常に付きまとう。

　すなわち、細胞の反応機構自体が普遍的に持つ応答のゆらぎが存在するために、常に、平均的なレスポンスしか得ることができない。これらの問題を解決するために、同調培養等の手法が開発されているが、常に同じステージにある細胞群を使用することは、常にそのような細胞を供給し続けなければならないということで、バイオアッセイを広く一般に広める障害となっている。

　また、細胞に対する刺激（シグナル）は、細胞周辺の溶液に含まれるシグナル物質、栄養、溶存気体の量によって与えられるものと、他の細胞との物理的接触・細胞間インタラクションによるものの２種類があることからも、ゆらぎについての判断が難しいのが実情であった。

　細胞の物理的接触・細胞間インタラクションの問題は、バイオアッセイを組織断片のような細胞塊で行うことである程度解決できる。しかし、この場合、培養細胞と異なり、常に均一な素性の細胞塊を得ることができない。そのため、得られるデータがばらついたり、集団の中に情報が埋もれてしまったりする問題がある。

　細胞群の細胞の１つ１つを最小構成単位とする情報処理モデルの計測のために、本願の発明者らは特開２００６‐９４７０３（特許文献１）等に示すように、細胞を特定の空間配置の中に閉じ込めておくための複数の細胞培養区画を構成し、隣接する区画間は細胞の通り抜けることができない溝またはトンネルでお互いを連結するとともに、必要に応じて、溝またはトンネルあるいは細胞培養区画に、細胞の電位変化を計測するための複数の電極パターンを持つ構造の集合細胞マイクロアレー（バイオアッセイチップ）を提案した。

　また、心臓の複雑な機能を反映して取得される心電図の評価法として、通常の非線形ダイナミクス計測に使われている手法を応用して心電図解析をする手法が提案されている。例えば、もっとも一般に使われている心電図解析はポワンカレプロッティング法である（非特許文献１）。プロット中の1点は、隣接する２つの拍動データの情報を示しており例えばＸ軸にある時点の拍動レートを、Ｙ軸に1つ前の拍動レートを示すこととなる。これによって心臓の拍動のゆらぎについてグラフ上の点の分布を定量化することによって見積もるものである。その他の心臓の拍動のゆらぎを計測する手法としては、相関次元法（correlation dimension）、非線形予測法（nonlinear predictability）（非特許文献２）、近似エントロピー法（非特許文献３）などがある。

　心毒性の評価については、また、心筋細胞の収縮力、すなわち血液の拍出量が、薬剤の投与に対してどのように変化するかという観点での薬物の副作用の評価があるが、これについては現在、in vivoでの計測が中心となっており、現在のところ、細胞をベースとしたin vitro系でのスクリーニング系は確立していない。

特開２００６‐９４７０３号公報

Brennan M,Palaniswami M, Kamen P. Do existing measures of Poincare plot geometry reflect non-linear features of heart rate variability? Biomedical Engineering, IEEE Transactions on, Proc. IEEE Transactions on Biomedical Engineering, 2001, 48, 1342-1347 Kanters JK, Holstein-Rathlou NH, Agner E (1994). "Lack of evidence for low-dimensional chaos in heart rate variability". Journal of Cardiovascular Electrophysiology 5 (7): 591-601.PMID 7987529. Storella RJ, Wood HW, Mills KM et al. (1994). "Approximate entropy and point correlation dimension of heart rate variability in healthy subjects". Integrative Physiological & Behavioral Science 33 (4): 315-20.PMID 10333974.

　従来のバイオアッセイでは、細胞を組織断片として扱うか、培養細胞のように１細胞として扱うかのいずれかであった。細胞の数が多すぎると上記従来技術の項で述べたように、得られる情報が平均的なものになってしまい、薬剤などに対するレスポンスが正確に得られない問題がある。細胞を１細胞ずつ用いる場合は、本来、多細胞組織の細胞として機能している細胞を、引き離された独立した状態の細胞として使用するために、細胞同士のインタラクションの影響が現れなくなることとなり、やはり正確な薬剤レスポンスすなわちバイオアッセイデータを得る上で問題がある。

　心筋細胞および線維芽細胞について見ると隣接する心筋細胞あるいは線維芽細胞からの拍動の伝播が、１細胞単位で細胞電位、細胞形態が正確に計測できるとともに、心筋細胞に対する薬物の毒性検査が１細胞の細胞電位、細胞形態として正確に計測できるデバイスやシステムを開発することが重要である。

　ヒトiPS細胞あるいはヒトES細胞などのヒト幹細胞から分化誘導した心筋細胞について、これらの細胞を創薬スクリーニングあるいは再生医療に使うためには、この心筋細胞が、ヒト心臓にある心筋細胞と同じ品質であるかどうかを細胞の機能面から定量的に評価する必要がある。

　本発明は、心筋細胞の電気生理学的特性と力学的特性を同時計測して、これらの関係を定量的に評価して心毒性を評価するために、以下の装置および方法を提供する。
（１）基板、
　該基板上に配置した複数個の安定した拍動を行う評価対象の心筋細胞または該心筋細胞および繊維芽細胞等の非心筋細胞を含む細胞集団、
　上記基板上に上記細胞集団の周辺を囲むように形成された細胞培養液を満たすための壁、
　上記細胞集団の一つの細胞あるいは細胞集団の局所部分を載置している一つ以上の微小電極、
　上記壁で囲われた細胞培養液を満たすための領域内に設けられた比較電極、
　上記微小電極のそれぞれに接続された引き出し線と上記比較電極に接続された引き出し線とを用いて上記微小電極に載置されている細胞電位を計測する電位計測手段、
　上記微小電極へ送る電気刺激を制御し、上記電位計測手段で計測した電位データを記録する、制御／記録手段、
　上記細胞集団上または集団内の一カ所以上に空間的に距離を持って配置した、上記心筋細胞を含む細胞集団とは光学特性の異なる粒径約１μm以上約５０μm以下の微粒子（例：ポリスチレン微粒子、ガラス微粒子、金微粒子）、
　上記微粒子を光学的に計測するための照射用光源、光学顕微鏡および画像取得カメラを含み、上記微粒子の位置および位置変化を、時間的な移動量データおよびその移動方向の角度変化データを含む変位データとして連続的に計測する、光学的計測系、ならびに
　上記電位データと上記変位データとを相関付けて記録する記録手段、
を備えた心毒性評価装置。
（２）基板、
　該基板上に配置した複数個の安定した拍動を行う評価対象の心筋細胞または該心筋細胞および繊維芽細胞等の非心筋細胞を含む細胞集団、
　上記基板上に上記細胞集団の周辺を囲むように形成された細胞培養液を満たすための壁、
　上記細胞集団の一つの細胞あるいは細胞集団の局所部分を載置している一つ以上の微小電極、
　上記壁で囲われた細胞培養液を満たすための領域内に設けられた比較電極、
　上記微小電極のそれぞれに接続された引き出し線と上記比較電極に接続された引き出し線とを用いて上記微小電極に載置されている細胞電位を計測する電位計測手段、
　上記微小電極へ送る電気刺激を制御し、上記電位計測手段で計測した電位データを記録する、制御／記録手段、
　上記細胞集団上あるいは集団内の一カ所以上に空間的に距離を持って配置した上記心筋細胞を含む細胞集団とは光学特性の異なる粒径約１μm以上約５０μm以下の微粒子、
　上記微粒子の位置および位置変化を、時間的な移動量データおよびその移動方向の角度変化データを含む変位データとして連続的に計測する、開口数約０．３以下の対物レンズとこの後段にズームレンズ系とを配置した光学的計測手段、ならびに
　上記電位データと変位データを相関付けて記録する記録手段、
を備えた心毒性評価装置。
（３）さらに、上記細胞培養液を上記壁で囲われた領域内に供給しおよび／または排出する培養液供給／排出チャネルを備える、上記（１）または（２）記載の心毒性評価装置。
（４）前記微小電極が、細胞を刺激するための刺激電極および細胞電位を測定するための測定電極からなる、上記（１）～（３）のいずれか記載の心毒性評価装置。

　また、本発明は、心筋細胞の細胞外電位計測を用いて心毒性を評価するために、以下の装置および方法を提供する。
（５）上記（１）記載の心毒性評価装置を用いて、
　計測を行う細胞として、薬剤を添加していない状態で、急激で明確な脱分極に伴った脱分極開始後約２０ms以内でのシャープなNaイオンの内向き電流の発生と、その後の脱分極開始後約１００ms以内でのゆるやかなCaイオンの内向き電流の発生と、脱分極開始後約１００ms以降に観察される顕著なＫイオンの外向き電流の発生がある心筋細胞を用いて細胞外電位を計測することを特徴とする心毒性評価方法。
（６）上記（２）記載の心毒性評価装置を用いて、
　計測を行う細胞として、薬剤を添加していない状態で、急激で明確な脱分極に伴った脱分極開始後２０ms以内でのシャープなNaイオンの内向き電流の発生と、その後の脱分極開始後１００ms以内でのゆるやかなCaイオンの内向き電流の発生と、脱分極開始後１００ms以降に観察される顕著なＫイオンの外向き電流の発生がある心筋細胞を用いて細胞外電位を計測することを特徴とする心毒性評価方法。
（７）上記心毒性評価装置がさらに、上記細胞培養液を上記壁で囲われた領域内に供給しおよび／または排出する培養液供給／排出チャネルを備える、上記（５）または（６）記載の心毒性評価方法。
（８）上記微小電極が、細胞を刺激するための刺激電極および細胞電位を測定するための電位測定電極からなる、上記（５）～（７）のいずれか記載の心毒性評価方法。

　また、本発明は、心筋細胞の細胞外電位計測を用いて心毒性を評価するために、細胞刺激を与える手法として、以下の装置および方法を提供する。
（９）基板、
　該基板上に配置した複数個の安定した拍動を行う評価対象の心筋細胞または該心筋細胞および繊維芽細胞等の非心筋細胞を含む細胞集団、
　上記基板上に上記細胞集団の周辺を囲むように形成された細胞培養液を満たすための壁、
　上記細胞集団の一つの細胞あるいは細胞集団の局所部分を載置している細胞電位計測用の一つ以上の微小電極、
　上記細胞を刺激するための相互の信号強度と位相が制御可能な２次元に配置された複数の微小電極を含む刺激電極アレイ、
　上記壁で囲われた細胞培養液を満たすための領域内に設けられた比較電極、
　上記細胞電位計測用の微小電極のそれぞれに接続された引き出し線と上記比較電極に接続された引き出し線とを用いて上記微小電極に載置されている細胞電位を計測する電位計測手段、ならびに
　上記細胞刺激用の微小電極へ送る電気刺激を制御し、上記電位計測手段で計測した電位データを記録する、制御／記録手段、を備える心毒性評価装置。
（１０）さらに、上記細胞培養液を上記壁で囲われた領域内に供給しおよび／または排出する培養液供給／排出チャネルを備える、上記（９）記載の心毒性評価装置。
（１１）基板、
　該基板上に配置した複数個の安定した拍動を行う評価対象の心筋細胞または該心筋細胞および繊維芽細胞等の非心筋細胞を含む細胞集団、
　上記基板上に上記細胞集団の周辺を囲むように形成された細胞培養液を満たすための壁、
　上記細胞集団の一つの細胞あるいは細胞集団の局所部分を載置している細胞電位計測用の一つ以上の微小電極、
　上記細胞を刺激するための相互の信号強度と位相が制御可能な２次元に配置された複数の微小電極を含む刺激電極アレイ、
　上記壁で囲われた細胞培養液を満たすための領域内に設けられた比較電極、
　上記細胞電位計測用の微小電極のそれぞれに接続された引き出し線と上記比較電極に接続された引き出し線とを用いて上記微小電極に載置されている細胞電位を計測する電位計測手段、ならびに
　上記細胞刺激用の微小電極へ送る電気刺激を制御し、上記電位計測手段で計測した電位データを記録する、制御／記録手段、を備える心毒性評価装置を用いて、
　計測を行う細胞として、薬剤を添加していない状態で、急激で明確な脱分極に伴った脱分極開始後約２０ms以内でのシャープなNaイオンの内向き電流の発生と、その後の脱分極開始後約１００ms以内でのゆるやかなCaイオンの内向き電流の発生と、脱分極開始後約１００ms以降に観察される顕著なＫイオンの外向き電流の発生がある心筋細胞を用いて細胞外電位を計測することを特徴とする心毒性評価方法。
（１２）上記心毒性評価装置がさらに、上記細胞培養液を上記壁で囲われた領域内に供給しおよび／または排出する培養液供給／排出チャネルを備える、上記（１１）記載の心毒性評価方法。

（１３）心筋細胞の光学的計測と細胞電位計測とを同期して計測・解析することができる装置システムを用いて薬物の心毒性評価を行う方法であって、
　上記心筋細胞に対象薬物を接触させたときの光学的計測により得られた筋収縮に関連する心筋細胞の運動距離（変異量）および運動方向（角度）の各収縮インターバル間でのゆらぎ（ばらつき）と、電気生理学的計測によるFPD（ナトリウムの最初のスパイクから内向き電流極大位置までの時間）のゆらぎ（ばらつき）とを比較解析する工程を含む、心毒性評価方法。
（１４）心筋細胞ネットワークアレイを構成することができる１ウェル単位でウェルを交換可能なウェルシステムであって、
　１つのウェルからなる１つまたは複数のユニットウェルであって、該ウェルの底面に心筋細胞の細胞電位計測用電極、細胞刺激用電極、および参照電極を含む電極アレイを備えるユニットウェルと、
　１つまたは複数の上記ユニットウェルを交換可能に装着できる１つまたは複数の区画を備えたウェルプレートとを備え、
　上記ウェルプレートの各区画は、上記電極アレイのリード線に対応して接続する接点を備え、上記各ユニットウェルが上記区画に対して交換可能に設置されうる、ウェルシステム。
（１５）心筋細胞を収容するためのウェルならびに該ウェルの底面に細胞刺激用電極、細胞電位計測用電極、および参照電極を含む電極アレイを備えた二つ以上の心筋細胞ネットワークチップと、
　上記チップを載置するためのステージと、
　上記電極アレイを通じて上記心筋細胞に電気刺激を与え、細胞外電位を計測するための電源を含む電位計測系と、
　上記心筋細胞を光学的に観察するための光学顕微鏡、画像収収録用カメラ、および照明用光源を含む光学観察系と、
　上記電位計測データと上記光学観察データを同期して記録・解析するための制御・解析装置とを備える、心筋細胞計測装置システム。
（１６）心毒性評価のために使用される、上記（１５）記載の心筋細胞計測装置システム。
（１７）円環状に配置した心筋細胞ネットワークの電位計測のための多電極基板であって、
(i)上記心筋細胞ネットワークと対応する円環状の電極であって、該電極の一部が欠損された円環状の電位計測用電極と、
　上記電位計測用電極の一部欠損部位に配置された局所強制刺激を与えるための刺激電極と、
　上記円環の外側近傍に配置されたノイズ除去のための参照電極とを備えるか、または
(ii)上記(i)の電位計測用電極をさらに２つ以上に分割した複数の電位計測用電極と、
　上記電位計測用電極の一部欠損部位に配置された局所強制刺激を与えるための刺激電極と、
　上記円環の外側近傍に配置されたノイズ除去のための参照電極とを備える、多電極基板。
（１８）二次元心筋細胞シートを用いて心筋細胞ネットワークの電位を計測するための多電極基板であって、
　円環状の電極であって、該電極の一部が欠損された円環状の電位計測用電極と、
　上記円環の中心に配置された局所強制刺激を与えるための刺激電極と、
　上記電位計測用電極の一部欠損部位の外側近傍に配置されたノイズ除去のための参照電極とを備える、多電極基板。
（１９）底面に細胞電位計測用電極、細胞刺激用電極、および参照電極を含む電極アレイを備える１ウェルからなるブロック型ユニットウェルに心筋細胞サンプルを載置するためのサンプルローダーであって、
　上記ユニットウェルの形状に対応して上記ユニットウェル上面に挿入できる外形、および漏斗状の内面を有し、底面に上記ユニットウェルの電極の形状に対応する形状の溝（開口）を有し、
　上記サンプルローダー内面に適量の上記心筋細胞サンプルを滴下することによって、上記電極上に上記心筋細胞を載置することができる、サンプルローダー。
（２０）心筋細胞ネットワークまたは心筋細胞シートを用いて培養計測する際の心筋細胞の収縮を防ぐための微小突起が周期的に配置された心筋細胞培養計測用基板。
（２１）微小電極ワイヤーを電極として用いることを特徴とする心毒性評価装置。

　心筋細胞および線維芽細胞の薬剤に対する応答の変化を細胞のゆらぎ計測から正確に評価することができる。

　従来、フィールド・ポテンシャル・デュレーション（ＦＰＤ）（後述の説明を参照）および心筋細胞の隣接する拍動の揺らぎの大きさ（例えば、短期変動：STV: Short-term variability）のそれぞれを独立に指標とすることはあっても、両者を組み合わせて心筋毒性の検査することはなかった。本発明の心筋毒性検査方法に従って、ＦＰＤ波形の延長だけでなく、心筋細胞の隣接する拍動の揺らぎの大きさ（ＳＴＶ）の増加も組み合わせて評価することにより、より正確な心筋毒性の評価が可能となる。

　さらに、本発明により、心筋細胞集団の電気生理学的応答と力学的応答をあわせて評価することができるin vitro系が提供され、より個体レベルに近い評価が可能なin vitro心筋細胞レベルでの計測が可能となる。

本発明の実施例に係る心筋毒性検査装置の構造の１例を模式的に示した斜視図である。図１に示す心筋毒性検査装置の細胞保持部ＣＨの構成の１例を模式的に示す斜視図である。図３は、図１に示す心筋毒性検査装置の細胞保持部ＣＨに保持された細胞を光学的に検出する光学系を説明する図である。（ａ）、（ｂ）および（ｃ）は、細胞電位の計測に関する信号を示す図である。それぞれ、横軸に時間を、縦軸に微小電極２と比較電極２_Ｃとの間に得られる細胞電位を示す。（ａ）、（ｂ）および（ｃ）は、細胞の拍動に伴う体積変化を光学系によって計測した結果に関する信号を示す図である。（ａ）は培養液に薬物が含まれない通常状態における標的細胞のＮａ^＋イオン、Ｃａ^２＋イオン、Ｋ^＋イオン成分の流入出量に伴う細胞電位変化を示す図であり、（ｂ）は培養液に薬物が含まれた状態における標的細胞のＮａ^＋イオン、Ｃａ^２＋イオン、Ｋ^＋イオン成分の流入出量に伴う細胞電位変化を示す図である。心筋毒性検査装置の細胞を光学的に検出する光学系および可動電極の配置の一例を説明する図である。細胞の電気信号の発生を説明する模式図である。（ａ）は薬剤の添加による細胞電位変化の一例を示す図であり、（ｂ）は各拍動時の細胞電位変化について、隣接した２つの拍動の相同性を評価するポアンカレプロットの一例を示す図である。（ａ）は１細胞レベルでの細胞配置技術を用いた心筋細胞の環状ネットワークによって作成したリエントリー回路の一例を示す模式図であり、（ｂ）は実際に微小電極上に細胞を配置した一例を示す顕微鏡写真である。（ａ）は一定の幅の細胞集団を用いて心筋細胞の環状ネットワークによるリエントリー回路の一例を示す模式図であり、（ｂ）は実際に微小電極上に細胞を配置した一例を示す顕微鏡写真であり、（ｃ）は実際に微小電極アレイ上に環状に細胞集団を配置した一例を示す顕微鏡写真である。（ａ）は環状電極を用いたリエントリー回路計測装置の一例を示す模式図であり、（ｂ）は実際に電極で計測した、正常拍動データと異常拍動データを示したグラフである。（ａ）は１細胞の電位計測を行う電極と細胞の配置の一例を示す模式図であり、（ｂ）は実際に電極で計測した孤立１細胞の電極上の写真とその拍動電気データ、（ｃ）は計測した細胞集団の電極上での写真と細胞集団の中の１細胞の拍動電気データを示したグラフである。本発明でカメラ受光素子を１細胞の電位計測に用いた実施例を説明する模式図である。本発明の細胞計測システムで複数試料を計測できる機構の一例を説明する模式図である。本発明の細胞計測システムで計測できる心臓情報を説明する模式図である。本発明の細胞計測システムで計測できる細胞のフィールド・ポテンシャル信号波形の薬物の添加に対する変化を説明するグラフの一例である。本発明の細胞計測システムで計測できる細胞のフィールド・ポテンシャル信号波形のカリウムイオン放出のピーク位置のナトリウムイオン放出時間からの経過時間（ＦＰＤ：フィールド・ポテンシャル・デュレーション）について、カリウムイオンチャンネル阻害剤Ｅ４０３１の添加に対する変化の平均値の一例を説明するグラフの一例である。本発明の細胞計測システムで計測できる細胞のフィールド・ポテンシャル信号波形のカリウムイオン放出のピーク位置のナトリウムイオン放出時間からの経過時間（ＦＰＤ：フィールド・ポテンシャル・デュレーション）について、そのゆらぎの大きさについて隣接する拍動の短期変動をポワンカレプロッティングに基づいて定量的に評価する方法のひとつを説明するグラフおよび式の一例である。本発明の細胞計測システムで計測できる細胞のフィールド・ポテンシャル信号波形のカリウムイオン放出のピーク位置のナトリウムイオン放出時間からの経過時間（ＦＰＤ：フィールド・ポテンシャル・デュレーション）について、そのゆらぎの大きさをポワンカレプロッティングに基づいて定量的に評価する方法のひとつを説明するグラフおよび式の一例である。本発明の細胞計測システムで計測できる心筋細胞のフィールド・ポテンシャル信号波形のカリウムイオン放出のピーク位置のナトリウムイオン放出時間からの経過時間（ＦＰＤ：フィールド・ポテンシャル・デュレーション）について、そのＥ４０３１の添加によって起こるゆらぎの大きさの一例をポワンカレプロッティングで表示したもの（ａ）と、これについてＳＴＶをまとめたもの（ｂ）である。本発明の細胞計測システムで計測できる心筋細胞にさまざまな心毒性を持つことが知られている薬剤と比較薬剤を添加した場合のＦＰＤとＳＴＶについて示したものである。本発明の細胞計測システムで計測できる心筋細胞ネットワークの形状の違い、ならびに位置の違いによる薬剤添加に対するＦＰＤのポワンカレプロッティングの一例を示したものである。（ａ）は実際の細胞ネットワークの一例を示した顕微鏡写真、（ｂ）は（ａ）のＡ，Ｂ，Ｃ，Ｄの点での変化を計測したグラフを示したものである。本発明の細胞計測システムで計測できる心筋細胞ネットワークの形状の違い、ならびに位置の違いによる薬剤添加に対するペースメーカー領域から局所への伝達時間のポワンカレプロッティングの一例を示したものである。（ａ）は実際の細胞ネットワークの一例を示した顕微鏡写真、（ｂ）は（ａ）のＡ，Ｂ，Ｃ，Ｄの点での変化を計測したグラフを示したものである。（ｃ）は、ＳＴＶの算出式である。本発明の細胞計測システムで計測できる心筋細胞ネットワーク計測において、従来のin vitro計測法、in vivo計測法との関係、1細胞のFP波形と細胞ネットワークのFP合成波形との関係を模式的に示した図である。本発明の細胞計測システムで計測できる心筋細胞ネットワーク計測において各電極から得られた細胞のFP波形から細胞電位を見積もる機能と細胞ネットワークのFP合成波形から心電図比較波形を合成する機能を有する装置の構成を模式的に示した図である。本発明の細胞計測システムで計測できる心筋細胞ネットワーク計測において、環状に配置した心筋細胞ネットワーク（Ａ）の各電極から得られた細胞のFP波形（Ｂ）および、これを合成した合成ＦＰ波形（Ｃ）の一例を示す。この例では、ＰＭ領域から正常に拍動シグナルが伝達する例を示している。本発明の細胞計測システムで計測できる心筋細胞ネットワーク計測において、環状に配置した心筋細胞ネットワーク（Ａ）の各電極から得られた細胞のFP波形（Ｂ）および、これを合成した合成ＦＰ波形（Ｃ）の一例を示す。この例では、ＰＭ領域から拍動シグナルが異常に伝達する例を示している。本発明の細胞計測システムで計測できる心筋細胞ネットワーク計測において、心筋細胞の拍動周波数（Beating Frequency）とＦＰＤの関係一例を示すグラフである。本発明の細胞計測システムで計測できる心筋細胞ネットワーク計測において、心筋細胞に強制拍動を与えたときのＦＰＤの時間変化の一例を示すグラフである。本発明の細胞計測システムで計測できる心筋細胞ネットワーク計測において、心筋細胞に強制拍動を与えてＦＰＤを計測する場合の細胞ネットワーク配置の例を示す顕微鏡写真である。本発明の細胞計測システムで計測できる心筋細胞ネットワーク計測において、心筋細胞のＦＰ計測に微量電極電位のフィードバック制御を用いて微小電極を一定電位に保つ機構を用いた機構の一例を示す模式図である。本発明の細胞計測システムで計測できる心筋細胞ネットワーク計測において、心筋細胞集団の一部領域に強制拍動刺激を与えたときの、心筋細胞集団の拍動周期の応答の関係の一例を示すグラフである。本発明の細胞計測システムで計測できる心筋細胞ネットワーク計測において、心筋細胞集団の一部領域に強制拍動刺激を与えたときの、ＦＰＤの長さの変化の一例を示すグラフである。（ａ）は、強制拍動刺激によって引き起こされるＦＰ波形の変化とＦＰＤの長さの変化の関係の一例を、（ｂ）は、強制拍動刺激の刺激インターバルの変化に応じたＦＰＤの長さの変化の一例を示すグラフである。本発明の細胞計測システムで計測できる心筋細胞ネットワーク計測において、心筋細胞集団の一部領域に強制拍動刺激を与えたときの、細胞集団の応答の一例について図３３および図３４に示した結果をまとめた表である。本発明の電極電位計測に置けるノイズ除去のための比較電極と微小電極の間の差分回路を模式的に示したものである。（ａ）原理を示した回路の一例の模式図である。本発明の電極電位計測に置けるノイズ除去のための比較電極と微小電極の間の差分回路を模式的に示したものである。（ｂ）この差分回路を組み込んだ増幅回路の一例の回路図である。本発明の電極電位計測に置けるノイズ除去のための比較電極と微小電極の間の差分回路を模式的に示したものである。（ｃ）回路によってノイズが低減された例を示す図である。本発明の心毒性評価法の総合的評価法の例を模式的に示す図である。（ａ）細胞のＦＰＤのデータからX軸にFPD延長の程度を、Y軸にFPDの時間的ゆらぎの大きさをプロットする。（b）は、その結果の平均をX?Y図にプロットしたものの一例を示す。本発明の心毒性を計測するシステムの構成の一例を示す模式図である。本発明の心毒性を計測するシステム中の細胞培養計測チャンバーの構成の一例を示す模式図と写真である。細胞培養計測プレートの断面を模式的に示した図である。多電極基板に配置されている電極配置の電極配線の構成を模式的に説明する図である。多電極基板上の電極配置の例を示した模式図である。心筋細胞の力学特性と電気特性を同時計測する本発明のシステム構成の一例を示した模式図である。心筋細胞の力学特性と電気特性を同時計測する本発明のシステム構成の一例から取得されるデータの一例を示したデータ取得モニター画面の一例である。心筋細胞の力学特性と電気特性を同時計測する本発明のシステム構成の一例から取得されたデータの一例である。心筋細胞の力学特性と電気特性を同時計測する本発明のシステム構成の一例から取得された細胞変位の方向データの取得の一例を説明する図である。心筋細胞の力学特性と電気特性を同時計測する本発明のシステムでの心筋細胞ネットワークの空間配置の例を説明する図である。心筋細胞の電気特性を計測する細胞の細胞外電位の波形パターンの例を説明する図である。心筋細胞の細胞電位、ｈＥＲＧイオンチャンネルの薬物応答のゆらぎ変化の一例を示す図である。刺激電極アレイからの刺激電位重ね合わせによる任意の位置での細胞刺激法の原理を説明する図である。微粒子の光学計測について開口数０．３以下の対物レンズとズームレンズ系を組み合わせた場合の効果を説明する図である。心筋細胞ネットワークにおいて、ベラパミル投与後の電気生理学的細胞外電位データと細胞の収縮力変化を同時計測したときの結果の一例を示す図である。心筋細胞ネットワークにおいて、ベラパミル投与後の電気生理学的細胞外電位データと細胞の収縮力変化を同時計測したときの解析結果の一例を示す図である。心筋細胞ネットワークにおいて、ベラパミル投与後の電気生理学的細胞外電位とそのゆらぎデータと細胞の収縮力変化の変位方向と角度方向それぞれのゆらぎ量を同時計測したときの解析結果の一例と、その解析への利用方法を示す図である。細胞外電位計測と収縮機能変化計測用光学システムを組み合わせた装置構成の一例である。細胞培養モジュールアレイから構成されるハイスループット心筋細胞ネットワークアレイチップの構成の一例を示したものである。各ウエルに効果的に心筋細胞を配置するサンプルローダーを用いた細胞ネットワーク配置技術の構成の一例を示したものである。ブロック型の各ウエルを実際に配置して多電極システムによって細胞外電位計測を行うシステムの別の一例を示したものである。図５８のシステムにに光学計測モジュールを組み込んだ構成の一例を示したものである。心筋細胞ネットワークおよび心筋細胞シートにおいて、その培養計測中の収縮を防ぐための微小突起が周期的に配置された基板の構成を説明した図である。多電極基板上の電極配置の例を示した模式図である。金属微小ワイヤーを電極として用いた実施例の一例を模式的に示したものである。

　図１は本発明の実施例に係る心筋毒性検査装置の構造の１例を模式的に示した斜視図である。図２は、図１に示す心筋毒性検査装置の細胞保持部ＣＨの構成の１例を模式的に示す斜視図である。図３は、図１に示す心筋毒性検査装置の細胞保持部ＣＨに保持された細胞を光学的に検出する光学系を説明する図である。

　図１および２を参照して、心筋毒性検査装置１００は、透明基板１の上に構築されている部品を主体として構成される。透明基板１は光学的に透明な材料、例えば、ガラス基板あるいはシリコン基板である。微小電極２は、例えば、ＩＴＯによる透明電極とされ、透明基板１上に配置される。２’は微小電極２の引き出し線である。３_１，３_２，３_３及び３_４はアガロースゲルによる壁であり、微小電極２の周辺に間隙４_１，４_２，４_３及び４_４を介して配置される。アガロースゲルによる壁３_１，３_２，３_３及び３_４は中心部が切り欠かれて細胞収納部となる空間を形成している。アガロースゲルによる壁３_１，３_２，３_３及び３_４により形成される細胞収納部となる空間の透明基板１上には、必要により、微小電極２が配置される。微小電極２の有無に係らず、細胞収納部に一つの細胞１０が収納できる。図２では、アガロースゲルによる壁３_１，３_２，３_３及び３_４により形成される細胞収納部となる空間の透明基板１上に、微小電極２が配置され、その上に心筋細胞１０が収納されている。微小電極２に引き出し線２’が接続されて引き出されている様子を示す。微小電極２の細胞載置面および微小電極２を設けないで透明基板１に、直接、細胞を載置する場合の細胞載置面にはコラーゲン等の細胞が電極表面および透明基板に接着するのを助ける素材を塗っておくのがよい。アガロースゲルによる壁３_１，３_２，３_３及び３_４により形成される細胞収納部内の細胞は、アガロースゲルは細胞にとっては非接着性であるため、この壁３_１，３_２，３_３及び３_４の高さを細胞と同程度としても、壁を乗り越えて細胞１０が移動することはない。また、アガロースゲルによる壁３_１，３_２，３_３及び３_４中心部が切り欠かれて形成される細胞収納部の周辺の間隙４_１，４_２，４_３及び４_４は細胞の大きさより小さいものとされるから、この間隙４_１，４_２，４_３及び４_４をすり抜けて細胞１０が移動することはない。

　図１において、細胞保持部ＣＨ_１、ＣＨ_２、ＣＨ_３およびＣＨ_ｎはそれぞれ細胞収納部に一つの心筋細胞あるいは線維芽細胞１０_１、１０_２、１０_３および１０_ｎを保持するとともに、図では明確でないが、それぞれ、微小電極２を備えていて、引き出し線２’_１、２’_２、２’_３および２’_ｎが引き出されている。これらの心筋細胞または線維芽細胞は直列配列された細胞連絡チャネルＣＣＣを構成する。ここで、ｎは例えば２０である。また、これら２０個の直列配列された心筋細胞および線維芽細胞の配分は、ランダムでよいが、細胞保持部ＣＨ_１の細胞およびＣＨ_２０の細胞は心筋細胞であったほうがよい。この細胞連絡チャネルＣＣＣの左端には３×３の細胞保持部ＣＨ_Ｇが形成されていて、それぞれの細胞保持部ＣＨに心筋細胞１０が保持されてなる細胞集団１０_Ｇを含む心筋細胞集団保持領域が存在する。この細胞集団１０_Ｇは安定した拍動を行うペースメーカーとして機能するものである。細胞集団１０_Ｇでは、細胞集団１０_Ｇの一つの細胞保持部ＣＨのみに微小電極２が備えられ、引き出し線２’_Ｇが引き出されている。また、細胞集団１０_Ｇの右側の中央の細胞保持部ＣＨが細胞連絡チャネルＣＣＣの細胞保持部ＣＨ_１に対向するように構成されている。細胞集団１０_Ｇの右側と細胞連絡チャネルＣＣＣの左端部との間に障壁１１_ａが設けられる。この障壁１１_ａの中央部の下部には小さい開口１１_ｂが形成される。この開口１１_ｂの両側には対向する細胞集団１０_Ｇの右側の中央の細胞保持部ＣＨと細胞連絡チャネルＣＣＣの細胞保持部ＣＨ_１があり、それぞれの細胞収納部の周辺の間隙４を介してそれぞれに保持されている細胞の物理的接触・細胞間インタラクションが可能なように構成されている。細胞集団１０_Ｇの下部に比較電極２_Ｃが設けられ、引き出し線２’_Ｃが引き出されている。

　７は周辺を取り巻く壁であり、細胞集団１０_Ｇ、細胞連絡チャネルＣＣＣおよび比較電極２_Ｃを取り巻いている。８_１および８_２は壁７の内部の領域に、細胞の培養液を供給し、および、壁７の内部の領域から、細胞の培養液を排出するためのパイプであり、図の例では、基板１の底面近くまで延伸されたパイプ８_１から培養液が供給され、基板１の底面近くまで延伸されたパイプ８_２から培養液が排出される。培養液を供給するパイプ８_１の培養液の出口の近くにパイプ８_３が結合され、このパイプ８_３を介して細胞に作用させたい薬剤が供給される。したがって、細胞１０はパイプ８_１により壁７の内部の領域に供給される細胞の培養液に曝されながら、微小電極２の上に安定して保持される。細胞を培養液に曝す必要がなくなったときは、パイプ８_２により壁７の内部の領域から培養液を排出すればよい。また、培養液を新しいものと交換するときは、培養液を排出した後、あるいは、排出しながら、培養液を供給すればよい。一方、細胞に薬剤を作用させたいときは、パイプ８_２により培養液を排出しながら、パイプ８_３を介して細胞に作用させたい薬剤を培養液に加えて、パイプ８_１により培養液とともに供給すればよい。このとき、細胞集団１０_Ｇと細胞連絡チャネルＣＣＣとの間に障壁１１_ａを設けたことにより、薬剤を含む培養液がパイプ８_１により壁７の内部の領域に供給されるとき、細胞連絡チャネルＣＣＣの細胞が薬剤の影響を受ける程度に比し、細胞集団１０_Ｇの細胞が薬剤の影響を受ける程度は低いものとなる。すなわち、パイプ８_１により薬剤を含む培養液が供給されるとき、この培養液は障壁１１_ａの両側の壁７との隙間および障壁１１_ａの上面を乗り越えて細胞集団１０_Ｇにも供給されるから細胞集団１０_Ｇの細胞も薬剤の影響を受ける。しかし、その影響は細胞連絡チャネルＣＣＣの細胞に対するものと比較すれば間接的であるので、ペースメーカーとしての機能に影響を及ぼすほどのものではない。なお、パイプ８_１、パイプ８_２およびパイプ８_３の構成、配置は計測の仕方により任意に変更してよい。例えば、パイプ８_１およびパイプ８_３は分離されたものとしてもよいし、パイプ８_２は省略して、パイプ８_１を供給、排出の両方に使用するものとしてもよい。

　ＰＣはパソコン（電位計測手段，制御／記録手段）であり、細胞保持部ＣＨの微小電極２の引き出し線２’と比較電極２_Ｃの引き出し線２’との間で細胞電位を計測し記録する。また、パソコン９には操作者の操作信号Ｍｓが加えられる。

　心筋毒性検査装置１００は光学観察装置２００のＸＹステージ１５に載せて細胞連絡チャネルＣＣＣの任意の細胞１０の拍動を、光学系により観察することが出来る。ＸＹステージ１５は、光学的に透明であるとともに、操作者の操作信号Ｍｓに応じてパソコンＰＣが与える信号に応じてＸ－Ｙ駆動装置１６により、任意の位置に移動される。図３では、細胞連絡チャネルＣＣＣの細胞１０_ｎの拍動の状態を観察する例を示している。１２は培養液を示す。

　２２は位相差顕微鏡あるいは微分干渉顕微鏡の光源であり、一般にハロゲン系のランプが用いられる。２３は位相差等の実体顕微鏡観察の光源の光から特定の波長のもののみを透過させるバンドパスフィルタである。例えば細胞１０_ｎの観察の場合には、波長７００ｎｍ近傍の狭帯域の光を用いることで細胞１０_ｎの損傷を防ぐことができる。２４はシャッターで、ＸＹステージ１５を移動させる場合など、画像計測をしていない間は光の照射を遮断する機能を有する。２５はコンデンサレンズであり、位相差観察をする場合は位相差リングを導入し、微分干渉観察をする場合は、偏光子を導入する。ＸＹステージ１５上には基板１上に形成されている心筋毒性検査装置１００が載置されＸ－Ｙ駆動装置１６によって前記ＸＹステージ１５を移動させることで前記心筋毒性検査装置１００の任意の位置を観察し、計測することができる。前記心筋毒性検査装置１００内の細胞１０_ｎの拍動の状態は、対物レンズ１７で観察される。対物レンズ１７の焦点位置はパソコンＰＣによる信号に応じて駆動装置１８によってＺ軸方向に移動させることができる。対物レンズ１７の倍率は４０倍以上のものが使用できる。対物レンズ１７で観察されるのは、光源２２から透過された光による細胞１０_ｎの位相差像あるいは微分干渉像である。前記バンドパスフィルタ２３を透過するのと同波長の光を反射するダイクロイックミラー１９およびバンドパスフィルタ２０によって、位相差顕微鏡像あるいは微分干渉顕微鏡像のみがカメラ２１によって観察される。カメラ２１によって観察された画像信号はパソコンＰＣに導入される。また、図示していないが、画像はパソコンと接続されたモニターまたはディスプレイにより表示され得る。

　図１に示す心筋毒性検査装置１００の構造の主要なサイズの例を示すと以下のようである。これは、細胞の大きさを１０μｍφとした例である。透明基板１の大きさは１００ｍｍ×１５０ｍｍ、微小電極２は８μｍ×８μｍの大きさ、アガロースゲルによる壁３_１，３_２，３_３及び３_４の個々の大きさは２０μｍ×２０μｍ×１０μｍ（高さ）、間隙４_１，４_２，４_３及び４_４の幅２μｍ、アガロースゲルによる壁３_１，３_２，３_３及び３_４により形成される細胞収納部となる空間は１２μｍφの円柱状、壁７の外形は５ｍｍ×５ｍｍとし高さは５ｍｍである。障壁１１ａの高さは１ｍｍである。尚、ここでは、微小電極２は８μｍ×８μｍの正方形としたが、アガロースゲルによる壁３_１，３_２，３_３及び３_４の全体と間隙４_１，４_２，４_３及び４_４の幅とで構成する細胞の収納部となる１０μｍφの円状の電極としてもよい。

　以下、本発明の心筋毒性検査装置１００の構成例とこれを用いた具体的な計測例を説明する。

　図４（ａ）、図４（ｂ）および図４（ｃ）は、細胞電位の計測に関する信号を示す図である。それぞれ、横軸に時間を、縦軸に微小電極２と比較電極２_Ｃとの間に得られる細胞電位を示す。図４（ａ）は細胞集団１０_Ｇの拍動による細胞電位である。ここでは、図１に示す細胞集団１０_Ｇの一つから引き出された引き出し線２’_Ｇと比較電極２_Ｃから引き出された引き出し線２’_Ｃとの間の電位である。図に示すように、安定した拍動を示し、ペースメーカーとして機能しうることがわかる。図４（ｂ）は培養液に薬物が含まれない通常状態における標的細胞の拍動による細胞電位である。ここでは、計測の標的細胞を細胞連絡チャネルＣＣＣの細胞１０_ｎとし、細胞１０_ｎから引き出された引き出し線２’_ｎと比較電極２_Ｃから引き出された引き出し線２’_Ｃとの間の電位が計測されている。図４（ａ）の波形と比較して明らかなように、細胞連絡チャネルＣＣＣの細胞１０による拍動の伝達に要する時間Δｔだけ遅れていることが観察される。これに対して、図４（ｃ）は培養液に薬物が含まれた状態における標的細胞の拍動による細胞電位である。ここでも、計測の標的細胞を細胞連絡チャネルＣＣＣの細胞１０_ｎとし、図４（ｂ）との比較が明確になるようにしている。図４（ａ）、図４（ｂ）、の波形と比較して明らかなように、細胞連絡チャネルＣＣＣの細胞１０による拍動の伝達に要する時間Δｔだけの遅れではなく、時間Δｔ＋αの遅れとなっていることが観察される。これは、細胞連絡チャネルＣＣＣの細胞に対する薬物の作用によるＮａイオン阻害の大きさが＋αの遅れの増大として表れていることを意味する。すなわち、心筋細胞に対する薬物の毒性をＮａイオン阻害として評価することが出来る。
　なお、観察に使用する微小電極を観察電極と言う場合がある。

　図５（ａ）、図５（ｂ）および図５（ｃ）は、細胞の拍動に伴う体積変化を光学系によって計測した結果に関する信号を示す図である。図５（ａ）は細胞集団１０_Ｇの細胞の拍動に伴う体積変化である。細胞集団１０_Ｇの細胞の一つの拍動を図３に示す形で光学的に検出したものである。細胞の拍動に伴う収縮および拡張がパルス状に現れる変化として認められる。この波形の周期は、図４（ａ）に示す拍動に伴う細胞電位の変化の周期と同じである。図５（ｂ）は培養液に薬物が含まれない通常状態における標的細胞の拍動に伴う体積変化を上段に示し、下段にこれを電気信号として評価するために時間微分値として処理したときの波形を示す。ここでも、計測の標的細胞を細胞連絡チャネルＣＣＣの細胞１０_ｎとし、細胞１０_ｎの拍動を図３に示す形で光学的に検出したものである。図５（ａ）の波形と比較して明らかなように、細胞連絡チャネルＣＣＣの細胞１０による拍動の伝達に要する時間Δｔだけ遅れていることが観察される。これに対して、図５（ｃ）は培養液に薬物が含まれた状態における標的細胞の拍動に伴う体積変化を評価するための説明図であり、図５（ａ）、図５（ｂ）に比し時間軸を拡大した形で示す。上段は図５（ｂ）の上段の波形に対応する波形であり、図５（ａ）の波形と比較して明らかなように、細胞連絡チャネルＣＣＣの細胞１０による拍動の伝達に要する時間Δｔよりもさらにβだけ遅れが増大していることが観察される。標的細胞の拍動に伴う体積変化が薬物により受ける影響は、この遅延の増大以上に体積変化の傾きが小さくなることが特徴的である。図５（ｃ）の下段に参考波形として示した薬物を含まない培養液での体積変化と比較してみるとこのことがよく分かる。図５（ｃ）の中段には、上段の波形を評価するために時間微分値として処理したときの波形を示す。この時間微分値を図５（ｂ）の下段のそれと比較すると分かるように、ピーク値が小さくなるとともに、傾きが緩やかになっている。これは、薬物により心筋の収縮速度が低下して、心拍出量が低下したことを意味する。すなわち、心筋細胞に対する薬物の毒性を収縮速度の低下として評価することが出来る。

　図６（ａ）は培養液に薬物が含まれない通常状態における標的細胞のＮａ^＋イオン、Ｃａ^２＋イオン、Ｋ^＋イオン成分の流入出量に伴う細胞電位変化を示す。図６（ｂ）は培養液に薬物が含まれた状態における標的細胞のＮａ^＋イオン、Ｃａ^２＋イオン、Ｋ^＋イオン成分の流入出量に伴う細胞電位変化を示す。図６（ａ）、図６（ｂ）を対比してすぐ分かるように、ＱＴ遅延が表われて波形が時間軸方向に伸びている。さらにＫ^＋イオンの流入出に伴い、波形が大きく変形している。これを電気信号として評価するために、図に破線で示した“０”と“１００”の間の値に対して、３０％、６０％および９０％の値の継続時間をＡＰＤ３０，ＡＰＤ６０およびＡＰＤ９０として検出する。ここで、ＡＰＤとはAction Potential Durationの頭文字からとった表現である。これらの値の大きさおよび比率を評価すれば、その薬物のＮａ^＋イオン、Ｃａ^２＋イオン、Ｋ^＋イオン成分の流入出量に及ぼす影響を評価できる。

　図７は、心筋毒性検査装置の細胞を光学的に検出する光学系および可動電極の配置の一例を説明する図であり、例えば計測する細胞１０_ｎの拍動の状態を観察する例を示している。１２は培養液を示す。２２は位相差顕微鏡あるいは微分干渉顕微鏡の光源であり、一般にハロゲン系のランプが用いられる。２２１は細胞の蛍光計測をするための蛍光光源であり、一般に水銀ランプ、単色光レーザー、ＬＥＤ光源などが用いられる。２３は位相差等の実体顕微鏡観察の光源の光から特定の波長のもののみを透過させるバンドパスフィルタであり、２３１は蛍光光源２２１から特定の蛍光を励起する励起波長の光のみを透過させるバンドパスフィルタである。例えば細胞１０_ｎの拍動堆積変化情報のような形状変化の観察の場合には、細胞形状を計測するための波長の光だけを透過させるバンドパスフィルタ２０を通過した像をカメラ２１でリアルタイム計測するが、計測に波長７００ｎｍ近傍の狭帯域の光を用いることで細胞１０_ｎの損傷を防ぐことができる。２４および２４１はシャッターで、ＸＹステージ１５を移動させる場合など、画像計測をしていない間は光の照射を遮断する機能を有する。２５はコンデンサレンズであり、位相差観察をする場合は位相差リングを導入し、微分干渉観察をする場合は、偏光子を導入する。蛍光計測の場合は、例えば細胞内カルシウム放出の計測を行う場合は、励起波長５００ｎｍ程度、蛍光計測波長６００ｎｍ程度での光を選択的に透過するバンドパスフィルタの組み合わせを用い、蛍光波長の光だけを選択的に透過するバンドパスフィルタ２０１を通過した蛍光像をカメラ２０１で計測する。このとき、細胞ネットワーク中での1細胞単位でのカルシウム放出の時間的前後関係を計測して細胞ネットワーク中での信号伝達の経路を計測する場合には、カメラの計測時間分解能は０．１ｍｓ以上の高速連続画像が取得できるものとなっている。ＸＹステージ１５上には基板１上に形成されている心筋毒性検査装置１００が載置されＸ－Ｙ駆動装置１６によって前記ＸＹステージ１５を移動させることで前記心筋毒性検査装置１００の任意の位置を観察し、計測することができる。前記心筋毒性検査装置１００内の細胞１０_ｎの拍動の状態は、対物レンズ１７で観察される。対物レンズ１７の焦点位置はパソコンＰＣによる信号に応じて駆動装置１８によってＺ軸方向に移動させることができる。対物レンズ１７の倍率は４０倍以上のものが使用できる。対物レンズ１７で観察されるのは、光源２２から透過された光による細胞１０_ｎの位相差像あるいは微分干渉像である。前記バンドパスフィルタ２３を透過するのと同波長の光を反射するダイクロイックミラー１９２およびバンドパスフィルタ２０によって、位相差顕微鏡像あるいは微分干渉顕微鏡像のみがカメラ２１によって観察される。カメラ２１によって観察された画像信号はパソコンＰＣに導入される。また、この実施例では細胞への刺激を行うための可動電極２７が配置されており、可動電極の座標がＸＹステージと同じ平面上の任意の位置のみならず、高さを任意に調節することができる位置制御機構が備わっている。この位置制御機構を用いて細胞ネットワーク中の特定の1細胞あるいは数細胞の位置に可動電極の先端を移動させることで、任意の特定の細胞あるいは数細胞に刺激を与えることができる。可動電極の素材としては、先端部以外の部分は絶縁被覆されている金属電極、先端の開口サイズが５ミクロン程度以下のガラス電極等の、可動電極先端近傍にある特定の細胞あるいは数細胞のみに電気刺激を与えることができる構成の電極を用いることができる。金属電極を用いる場合は、先端部表面に白金黒などを付加することによって効果的に電気刺激を細胞に伝達することができる。可動電極の先端の位置は、電気刺激に対する細胞の応答の程度によって調整するものとし、細胞に接しても良いし、あるいは、細胞のごく近傍に配置しても良い。また、刺激電極の刺激を適切に標的とする特定の細胞に与えるために電気刺激を与える瞬間にスイッチングによって細胞電位計測のための電極２を接地電極として用いても良いし、あるいは、別途、別の接地電極２８を配置しても良い。さらに、特定の細胞を刺激するために、既存の微小電極２を刺激電極として用いても良い。その場合には、微小電極が接続されているスイッチング回路２９のスイッチングによって、通常は電気信号計測回路３０に接続されているものを、刺激を与える瞬間に、スイッチング切り替えによって、電気刺激回路３１に接続をして矩形波の刺激信号を微小電極２に与えることができる。また、上記可動電極２７を用いて刺激を与える瞬間には、スイッチング回路２９を接地にスイッチングすることができる。他方、可動電極も、刺激電極としてだけでなく、細胞の電気信号を計測する電極として用いたり、接地電極として用いることもできる。その場合は、可動電極はスイッチング回路２９１に接続されており、細胞電位計測、細胞刺激、接地電極としての利用に応じて、それぞれスイッチングによって、電気信号計測回路３０１に接続されて細胞電位を計測したり、電気刺激回路３１１に接続をして矩形波の刺激信号を細胞に与えたり、また、接地させることで、接地電極として用いることができる。電気刺激回路３１、３１１が細胞に与える電気刺激のタイミングは、おもに次の２つの用途で用いることができる。ひとつは自律拍動機能を持った細胞ネットワークにおいて、その正常な心筋細胞ネットワークの拍動インターバルの間に、イレギュラーな刺激を与えるものであり、他方は、自律拍動能を有さない心筋細胞ネットワークに対して拍動インターバルを与えるものである。ともに、計測するのは、拍動インターバルの周期（２つの拍動間の時間差）を５ｍｓ単位で徐々に短くしていったときの、細胞ネットワークの応答の変化を追跡できるものである。そのために、電気刺激回路３１、３１１は、電気信号計測回路３０、３０１などによって得られた拍動周期情報を解析して、その結果に基づいて刺激のタイミングを決定するフィードバック制御を行うことができる。さらに、可動電極２７を電気信号計測のために用いる場合、本システムにおいて微小電極２が無くても同様な計測ができることとなる。これは、システムに構成されている光学計測によって細胞ネットワーク中の各細胞の拍動周期の計測は可能であることから、この拍動周期が安定状態から不整脈などの不安定状態になることはシステムに配置されている光学計測装置のみで計測し、その結果から必要に応じて、可動電極を用いて特定の細胞の電気的特性のデータを取得するものであり、この場合には、システム上に事前に配置している微小電極数の制約を受けず、光学計測できる範囲で、より自由に大きな細胞ネットワークを構築することができる。

　図８に、細胞の電気信号の発生の一例について模式図で示した。最初に、細胞膜にあるナトリウムイオンチャンネルからのナトリウムイオンの細胞内への流入が発生し細胞電位が急激に下がり、次に、少しの遅延を経て、カルシウムイオンの流入による細胞電位の低下が起き、そして、次のステップとして、カリウムイオンの細胞外への排出が起きることで細胞電位の上昇が起きる。細胞電位の変化は、心筋細胞膜に存在する応答特性の異なるさまざまなイオンチャンネルの特性の違いによって引き起こされる。それぞれのイオンチャンネルに起因して引き起こされる電位変化のピークの位置を、各イオンチャンネルの特性時間として解析すると、薬剤の影響によって各イオンチャンネルがブロックされることで、その薬剤の特性に応じてブロックされたイオンチャンネルの種類に応じた電気信号の波形の変化を計測することができ、それによって薬剤のイオンチャンネルへの阻害効果を見積もることができる。薬剤の評価に特に重要なイオンチャンネルは、ＦａｓｔＮａ、ＳｌｏｗＮａ、Ｃａ、ＩＫｒ、ＩＫｓの４つのイオンチャンネルであり、これら4種類のイオンチャンネルのブロックの状態を計測することができる。

　図９（ａ）は、図８で示した細胞の電気信号について、実際にカリウムイオンチャンネルを選択的に阻害する試薬Ｅ－４０３１を様々な濃度で添加したときの変化を示したものである。細胞の電位を上げるＫイオンの細胞外への排出機能を担うＩＫｒイオンチャンネルを阻害することから、薬剤濃度が高まるにつれて正方向の細胞電位の変化が徐々に遅延することが分かる。図９（ａ）に示したのは、細胞の応答の特定の1拍動データであるが、実際には隣接する各拍動での応答のゆらぎ幅の大きさが、薬剤の影響を見積もる重要な指標となる。図９（ｂ）がその一例であり、ポアンカレプロットと呼ばれる隣接する拍動データの相関を比較する解析手法である。ここでは、Ｘ軸にｎ回目の拍動時の特定のイオンチャンネルの応答時間の位置を、Ｙ軸に（ｎ＋１）回目の拍動時の同じイオンチャンネルの応答時間の位置を置いたプロットを行う。すると、隣接する拍動同士での特性が同じ場合は、グラフ内の点線で描かれたＹ＝Ｘ上にプロットが並ぶこととなるが、隣接する拍動同士での応答に大きな揺らぎがある場合は、Ｙ＝Ｘから離れた位置までの大きなプロットの分布が観測されることとなる。実際に、この例では、薬剤を添加しないControlに対して、４０ｎＭの添加では応答時間の遅延があるが、隣接した拍動間での相同性は維持されている。他方、４００ｎＭまで薬剤の添加をすると応答時間の更なる遅延に加えて、隣接した拍動間での相同性も崩れ、不安定な拍動周期が発生することとなることが本プロットによって明らかにできる。この結果は、心毒性を示すＱＴ延長計測の結果とも一致しており、ポアンカレプロットによって1細胞レベルでの隣接した各拍動のゆらぎの増大の計測を指標にすることでＱＴ延長の発生を見積もることができる。この現象は、特定のイオンチャンネルが薬剤によってブロックされたときに、そのブロックの程度が軽微な場合は、イオンの排出能力の低下という現象が見えるだけで細胞応答の不安定性はまだ発生しないのに対して、さらに、ブロックの程度が重度になると、機能しているイオンチャンネルの数が極端に減少して、そのために細胞のイオン排出能力について同じ細胞でありながら再現性の低い大きな揺らぎを持った結果が出てくることとなる。そして、このゆらぎの大きさがＱＴ延長の発生し易さの指標として用いることができるものである。

　図１０（ａ）は、１細胞レベルでの細胞配置技術を用いた心筋細胞の環状ネットワークによるリエントリー回路薬剤の一例を示す模式図である。心筋細胞のみで細胞の環状ネットワークを作成したものは、正常ネットワークモデルとなり、心肥大などの病理モデルの場合には、細胞ネットワークの中に線維芽細胞を組み込むことで実現される。そして、ネットワーク中に混在する線維芽細胞が心筋細胞ネットワークの伝達速度の遅延や減衰をもたらし、その結果、期外収縮の発生を予測することができる。図１０（ｂ）は、実際に微小電極上に心筋細胞を配置した一例を示す顕微鏡写真である。実際に、この写真に示したように、１細胞単位で微小電極上に配置された場合は、隣接した心筋細胞同士の信号伝達の遅延を計測することができる。そして、この伝達速度は拍動のときに発生する最初の電気信号の大きさに依存することから、Ｎａイオンチャンネルへの阻害効果として、この信号伝達の遅延データを用いることができる。

　図１１（ａ）は、一定の幅の細胞集団を用いて心筋細胞の環状ネットワークによるリエントリー回路の一例を示す模式図である。図１０に示した１細胞単位での環状細胞ネットワークでは、心筋細胞の拍動信号はその通過について一意的であり、図９に示したような細胞自体の拍動のゆらぎが無い限り、同一の特性を維持して細胞は拍動信号を隣接細胞間で伝達する。他方、この図１１で示したように、一定の幅で細胞を配置して環状ネットワークを形成した場合、細胞集団はその伝達について実線３５、破線３６、点線３７のように拍動ごとに異なる経路を取る自由度を持つこととなる。特に、図９で説明したように、薬剤の添加によって各心筋細胞の応答特性に大きなゆらぎが発生すると、容易に応答する細胞が環状ネットワークを刺激信号が周回するたびに、その都度異なることから、経路の違いがより顕著となる。これはスパイラル・リエントリーと呼ばれる心臓の致死に至る期外収縮の機構と同じメカニズムとなることから、このような幅を持った細胞集団ベースでの環状ネットワークを特に用いることでスパイラル・リエントリーの計測が可能となる。図１１（ｂ）は実際に微小電極上に細胞集団を配置した一例を示す顕微鏡写真であり、心筋細胞６０％程度に線維芽細胞４０％程度を混ぜた細胞集団を配置している。実際に、このような配置を行うと、隣接電極間での伝達速度の隣接拍動間でのゆらぎは大きくなり、特に薬剤の添加によって、そのゆらぎの増大が顕著となることから、隣接拍動間での伝達速度のゆらぎ幅の変化からスパイラル・リエントリーの発生を見積もることができる。図１１（ｃ）は、さらに実際に微小電極アレイ上に環状に細胞集団を配置した一例を示す顕微鏡写真である。実際のスパイラル・リエントリーの計測には、図７に示した高速蛍光計測カメラを用いることで、細胞集団ネットワーク中での各細胞のカルシウム発火を１細胞レベルで見積もることができ、その結果として細胞の信号伝達がどのような経路で進んでいるのか、各周回での経路の変化を実際に解析することができる。

　図１２（ａ）は環状電極を用いたリエントリー回路計測装置の一例を示す模式図である。この例では、１～３ｍｍの直径のリング状に形成した電極幅５０～１００ミクロンの環状電極３８を各９６穴ウエルプレート４２の底面に１つ配置し、電極表面にのみ４１のように細胞集団が環状に配置されるように、電極上の除く周囲の底面については、表面にアガロース等の細胞接着性の無い素材をコートしている。この細胞が接着しないようにコートされた領域に、同心円状に参照電極リング３９が配置されており、また、試薬の出入りが行える流路４０が配置されている。このような電極を用いることで簡易に心筋細胞の異常拍動を簡便に計測することができる。図１２（ｂ）は実際に電極で計測した、正常拍動データと異常拍動データを示したグラフである。本実施例では、環状電極を用いたが、図７で示した光学計測システムを用いることで、本環状電極による効果と同じ、異常拍動を光学的に計測することができるシステムを構築することができる。その場合、電気的信号を計測する場合には、図７で示した移動電極を環状細胞ネットワークに接触させることで、電気信号も取得することができる。

　図１３（ａ）は１細胞の電位計測を行う微小電極２と細胞の配置の一例を示す模式図であり、直径１０ミクロンから５０ミクロンの微小電極２上に、計測の対象となる細胞を１細胞だけ配置して計測する手法を示したものである。本実施例でも、他の実施例と同様、電極上の細胞がその場所に保持されるように電極周囲には、細胞接着性を阻害するアガロースなどの素材がコートされている。図１３（ｂ）は実際に微小電極２で計測した孤立１細胞の電極上の写真とその拍動電気データを示したものであるが、孤立した一細胞の信号は不安定でありグラフに示したように大きなゆらぎを持って拍動している。他方、図１３（ｃ）で示したように、微小電極２上には、図１３（ｂ）と同様に１細胞が配置されているが、他の細胞と連結された細胞集団となることで、拍動信号グラフを見てもわかるように、拍動周期の安定性が実現される。実際の１細胞レベルでの拍動計測では、図９でも示したように、隣接した各拍動間のゆらぎの大きさが指標となることから、本実施例で示したような、細胞集団化による安定化を実現しながら、１細胞の拍動データが取得できるように、特定の計測したい１細胞のみ微小電極上に配置され、この特定細胞の安定性を維持するために他の心筋細胞を電極上には載らない形で配置されている構成を用いた計測システムが有用である。

　図１４は、本発明でカメラ受光素子を１細胞の電位計測に用いた実施例を説明する模式図である。通常、カメラ受光素子は、光電変換面で光信号を電気信号に変換して、この電気信号を計測に用いるものであることから、この光電面を除去して、電気信号アレイ部分を用いることで、２次元での電気信号を取得することが可能となる。これによって、１細胞レベルでのサイズの電極アレイを用いることができるため、例えば細胞集団の中の各細胞の電気信号を同時に計測することが必要な、図１１で示した一定の幅を持つ細胞集団ネットワーク中での信号伝達経路の変化というスパイラル・リエントリーの発生を計測することが可能となる。実際の計測では、画素の計測インターバルは１万分の１秒程度必要であり、１万分の１秒のシャッタースピードの高速カメラのカメラ受光素子を利用する必要がある。この場合、取得された細胞の信号データは、既存のカメラで用いられている画像処理技術をそのまま適用することができ、画像処理用のFPGAを用いた実時間処理が可能となる。また、その実時間処理によって得られたデータに基づいて刺激電極へのフィードバック刺激を行うことも可能となる。

　図１５は、本発明の細胞計測システムで複数試料を計測できる機構の一例を説明する模式図である。この実施例のシステムは、分析モジュール、多段インキュベーター、電気解析モジュールとオンラインネットワークで接続されたオンライン解析モジュールとからなる。ここで、分析モジュールには、細胞形状の変化を計測する位相差顕微鏡あるいは微分干渉顕微鏡、そして蛍光顕微鏡とカメラ撮影解析による光学的計測、アガロースを顕微鏡システムを利用してミクロンのスケールで局所溶解できるアガロース加工技術からなっている。多段インキュベーターには、複数の細胞培養槽が配置されており、また、細胞培養槽の中には微小電極チップが配置されており、各細胞の電気信号の計測、電気的刺激がインキュベーター中で並列で連続処理できるようになっている。得られた電気信号については、電気解析モジュールで実時間計測を行い、そのデータはオンラインアクセスが可能なストレージに、光学計測のデータと電気計測データの結果が同じ時間スタンプを持った形で記録されており、この記録データにオンラインで解析モジュールが適宜アクセスすることで解析することができる。

　図１６は、本発明の細胞計測システムで計測できる心臓情報を説明する模式図である。微小電極上での１細胞の電気信号計測によって、Na、Ca、IKｒ、IKｓなどのイオンチャンネルの信号データを計測することができ、隣接する心筋細胞間での信号伝達の速度変化の計測からNaイオンチャンネルの阻害を計測することができる。また、１細胞の形状変化の光学計測によって不整脈の発生の計測および心臓の拍出量の見積もりができる。さらに、環状に細胞ネットワークを配置することによってリエントリーの発生を計測することができ、さらに線維芽細胞を細胞配置に加えることで心肥大などの病理心臓モデルとしての計測がすることができる。

　図１７は、本発明の細胞計測システムにおいて、自律拍動している心筋細胞から取得される細胞のフィールド・ポテンシャル（FP）信号波形の薬剤添加に対する変化の一例を例示するグラフである。細胞のフィールド・ポテンシャル信号波形は、図８に示したように細胞に流入するイオン、流出するイオンによって発生する細胞電位の変化を示すものであり、細胞電位の微分値、すなわち単位時間当たりのイオン電流の流れの総和であり、この場合、脱分極に至るプロセスでのナトリウムやカルシウムなどの内向きイオン電流が負に、それに続く再分極プロセスでのカリウムなどの外向きイオン電流が正に取られている。通常、この細胞のFP信号波形については、この図17に示すように隣接する各拍動についての相互の違いに着目するより、複数の隣接する波形を平均化してノイズ成分や隣接した各波形の違いなどの影響を排除した平均値としての１つのFP波形を抽出し、その平均値を反映した１波形の詳細解析によって各イオンチャンネルの状態を見積もるために用いている。しかし、本発明では、隣接するFP信号波形の平均値を取得するのではなく、隣接するFP信号波形の違いのうちイオンチャンネルの応答のゆらぎに依存する部分を比較抽出して、このゆらぎの大きさに基づいてイオンチャンネルのブロックされた量を定量的に推定するものである。これについては、一般にゆらぎの大きさが要素ｎの平方根の逆数[１／(ｎ）^1/2］で示されることから、その意味を理解することができる。すなわち、細胞表面にあるイオンチャンネルの数が、例えば10⁴個機能している場合には、イオンチャンネルの総和としての機能のゆらぎの大きさは１％[１／(10⁴）^1/2］となるが、薬剤によってブロックされることで10²個まで機能しているイオンチャンネルが減少すれば、その機能のゆらぎの大きさは１０％[１／(10²）^1/2］と急激に増加し、隣接するFP波形は大きな変化を発生させることとなる。すなわち、隣接するFP波形の変化を比較してゆらぎの大きさを見積もることができれば、このゆらぎの大きさからブロックされたイオンチャンネルの総量を見積もることができるのである。

　この隣接する波形の変化について、特にカリウムイオンの放出によって発生する外向きイオン電流のピークの場所に着目し、例えばナトリウムイオンの細胞内への流入時間を基準（ゼロ）とし、その時間からカリウムイオンの放出のピークまでの時間をフィールド・ポテンシャル・デュレーション（ＦＰＤ）として定義すると、このＦＰＤの長さの変化は、ナトリウム、カルシュウム等のイオンの出入りに続くカリウムイオンの流入のピークの値となるため、細胞が持っているさまざまなイオンチャンネルが薬剤によってブロックされたことで発生するイオンの出入りの変化の総和としての変化量の指標として着目することができ、また、このＦＰＤの位置のゆらぎは、すべての関係する細胞のイオンチャンネルの隣接するＦＰ波形のゆらぎの総和を反映したものとなる。実際に、図１７のＦＰＤの位置（赤矢頭の位置）を確認すると、カリウムイオンチャンネル阻害剤であるＥ４０３１の添加によってＦＰＤは添加前には425-450msの間であったものが、10nMの添加で642-645ms、100nMの添加で663-694ms、1μMの添加で746-785msというように阻害剤の添加によって単調にＦＰＤの値は増加してゆき、また、隣接するＦＰＤは同じ値ではなく、ゆらぎを反映した異なる値を取ることとなる。

　図１８は、実際にカリウムイオンチャンネルを特異的に阻害する機能を持つ薬剤Ｅ４０３１によって細胞のカリウムイオンチャンネルが阻害されたときのＦＰＤの延長についてＥ４０３１濃度依存の実験結果の一例を示したものである。ここでは、カリウムイオンチャンネルの阻害によってイオンの流出が遅延し、ＦＰＤが濃度依存的に延長することが推測できる。この実験結果について、同様に上記ゆらぎ計測をする場合を考える。

　図１９は一般に心電図の拍動ゆらぎを計測するポワンカレプロッティングを、ＦＰ波形におけるＦＰＤの値の評価に用いてＦＰＤのゆらぎに着目した場合の、隣接した拍動のＦＰＤがどの程度、相同状態からずれたかを見積もる手法の着目点のうち、隣接する拍動の揺らぎの大きさ（短期変動：STV: Short-term variability）の見積もり方を説明するものである。図１９（ａ）において、Ｘ＝Ｙとなる対角線は、隣接した拍動ＦＰＤ_ｎとＦＰＤ_ｎ+1がまったく同じＦＰＤの大きさを持つ場合に位置するものとなり、２つのＦＰＤの差（ＦＰＤ_ｎ+1－ＦＰＤ_ｎ）の大きさの対角線からの鉛直距離が基準化された隣接拍動自体のゆらぎの大きさとなり、特にｋ個のサンプリング数に対しては、図１９(ｂ)に示す（式１）のような数式で評価することができる。

　他方、図２０はポワンカレプロッティングを用いてＦＰＤのゆらぎに着目した場合の、隣接した拍動のＦＰＤがどの程度、相同状態からずれたかを見積もる手法の着目点のうち、隣接した各拍動が拍動の平均値（すべてのサンプルの総和でイオンチャンネルの応答の理想値に相当）からどれだけずれているかという観点での拍動の揺らぎの大きさ（長期変動：LTV: Long-term variability）の見積もり方を説明するものである。図２０（ａ）において、Ｘ＝Ｙとなる対角線上に配置されたＦＰＤの平均値ＦＰＤ_meanと隣接した拍動ＦＰＤ_ｎとＦＰＤ_ｎ+1それぞれとの距離の２つのＦＰＤの差［（ＦＰＤ_ｎ+1－ＦＰＤ_mean）＋（ＦＰＤ_ｎ－ＦＰＤ_mean）］の大きさの対角線からの鉛直距離が基準化されたものでＦＰＤの平均値からのゆらぎの大きさとなり、特にｋ個のサンプリング数に対しては図２０（ｂ）の（式２）のような数式で評価することができる。これはＸ＝－Ｙの対称性からのずれを示しており、この大きさによって拍動が単なる平均値まわりのゆらぎを行っているのか、あるいは、履歴を持っているものかを見出す指標とすることができる。

　図２１には、実際にＥ４０３１を段階的に添加したときの心筋細胞の応答の一例をポワンカレプロッティングで示したＦＰＤのゆらぎと、そのゆらぎを定量的にＳＴＶとしてまとめたものである。イオンチャンネルがＥ４０３１の添加に応じてブロックされてゆくことがＦＰＤの時間の長さの延長によって推定されるとともに、特に高濃度の添加によって急激にＳＴＶの値が増加することがわかる。

　図２２は、Ｘ軸に従来のＱＴ延長計測に当たるＦＰＤの延長が心筋細胞を用いて観察された割合（％）を、Ｙ軸にはＳＴＶの増加が観察された割合（％）を取り、心毒性があることが知られている薬剤、心毒性が無いことが知られている薬剤について評価を行ったものである。従来の薬剤の毒性検査については、Ｘ軸にあるＦＰＤのデータの結果のみによって評価していたが、Ｙ軸にあるＳＴＶの結果を加えて評価を行うと、図からもわかるように２次元のグラフ上のマッピングの中で、心毒性が高い高リスク(High risk)、リスクが低い（Low risk）、リスクなし（No risk）の３つの領域の中に、既知の文献結果と同じ分布をすることがわかる。このことから従来のＦＰＤに加えてＳＴＶを加えることで薬剤の心毒性の可能性についてより的確にかつ容易に推測を行うことが可能となることがわかる。

　図２３は薬剤の添加に対するＦＰＤについてのＳＴＶの応答の違いを示したものである。図２３（ａ）では、その一例として環状に心筋細胞ネットワークを構築した場合の局所のＦＰＤのポワンカレプロッティング（Ａ，Ｂ）、ならびに2次元に拡がった心筋シートを構築してその局所のポワンカレプロッティング（Ｃ，Ｄ）を計測した結果を（ｂ）に示す。この例ではペーメーカー領域ＰＭからＢ，Ｄは近傍、Ａ，Ｃは遠方に位置している。（ｂ）において薬剤添加前には、ポワンカレプロッティングのＸ＝Ｙの対角線上に分布していたＦＰＤは、低容量の心毒性薬剤添加によって、環状モデル（Ａ，Ｂ）ではともに大きなゆらぎが発生しＳＴＶの増加が観察されるが、2次元シートモデル（Ｃ，Ｄ）ではほとんどゆらぎが発生しない。また中容量の薬剤添加に対しては、環状モデル（Ａ，Ｂ）では拍動が細動状態あるいは停止状態に移行するが、2次元シートモデル（Ｃ，Ｄ）ではＰＭから遠方の領域ＣでＳＴＶの増加が見られるが、近傍の領域Ｄでは、まだＳＴＶの増加量は領域Ｃより低いことが観察される。この例でもわかるようにＦＰＤのＳＴＶ計測による薬物の心毒性の予測に対しては2次元シート状の細胞集団（ネットワーク）より、ペースメーカー領域から線状に配置された細胞集団（ネットワーク）が、より正確に薬物の影響を反映させることがわかる。

　図２４は薬剤の添加に対するＰＭ領域からの拍動刺激の伝達速度（Ｖ）についてのＳＴＶの応答の違いを示したものである。これは、心毒性としておこるトルサードポワンツ（ＴｄＰ）は心筋細胞組織での伝達異常であることから、実際にＰＭ領域からの伝達速度がどの程度のゆらぎとして発生するかを確認することで薬物毒性を見積もる手法である。この場合にはＳＴＶの定義については図２４（ｃ）の（式３）に示したように、ＦＰＤに変わって、ＰＭ領域からの伝達時間Ｔ（あるいはＰＭからの距離をこの伝達時間で割った、その観測点での見かけ上の伝達速度Ｖ）を用いて計測することとなる。ＬＴＶについても定義はＳＴＶと同様にＦＰＤを、ＴあるいはＶに変更したものとなる。図２４（ａ）では、その一例として環状に心筋細胞ネットワークを構築した場合の局所の伝達時間Ｔのポワンカレプロッティング（Ａ，Ｂ）、ならびに2次元に拡がった心筋シートを構築してその局所のポワンカレプロッティング（Ｃ，Ｄ）を計測した結果を図２４（ｂ）に示す。この例でも図２３と同じくペーメーカー領域ＰＭからＢ，Ｄは近傍、Ａ，Ｃは遠方に位置している。図２４（ｂ）において薬剤添加前には、ポワンカレプロッティングのＸ＝Ｙの対角線上に分布していたＦＰＤは、低容量の心毒性薬剤添加によって、環状モデル（Ａ，Ｂ）ではともに大きなゆらぎが発生し伝達時間の大きなゆらぎを示すＳＴＶの増加が観察されるが、2次元シートモデル（Ｃ，Ｄ）ではほとんどゆらぎが発生しない。また中容量の薬剤添加に対しては、環状モデル（Ａ，Ｂ）では拍動が細動状態あるいは停止状態に移行するが、2次元シートモデル（Ｃ，Ｄ）ではＰＭから遠方の領域ＣでＳＴＶの増加が見られるが、近傍の領域Ｄでは、まだＳＴＶの増加量は領域Ｃより低いことが観察される。この例でもわかるように伝達時間Ｔ（あるいは各局所での見かけの伝達速度Ｖ）のＳＴＶ計測による薬物の心毒性の予測に対しては2次元シート状の細胞集団（ネットワーク）より、ペースメーカー領域から線状に配置された細胞集団（ネットワーク）が、より正確に薬物の影響を反映させることがわかると同時に、より効果的に空間配置依存的なゆらぎの発生を計測できることがわかる。

　図２５は、本発明の心筋細胞ネットワークで各心筋細胞から電気的FP波形を取得するときの、そのFP波形と従来のin vitro計測技術（例えばパッチクランプ法）、従来のin vivo計測技術（例えば心電図）との関係を模式的に図示したものである。本発明の細胞のFP計測で得られた波形は、細胞から出入りする単位時間当たりのイオン流の大きさを示すものであり、細胞の電位変化情報（電気的にはイオン電流）となり、これは、従来の細胞ベースでのin vitro計測で得られる細胞電位とは、図２５に描いているように微分・積分の関係となる。次に、各細胞（あるいは細胞ネットワークの局所）から得られた１電極から計測したFP波形を、細胞ネットワークの複数の領域に配置した複数の電極から得られた各々のFP波形を重ね合わせることで細胞ネットワークの合成FP波形を得ることができるが、これは心臓から得られる電位変化信号波形である心電図のうち心室組織部分の応答にあたるQT領域の心電図データと相同性を持っているものである。

　図２６は、上記、図２５で説明を行った従来の技術で計測した情報と、本発明の装置で得られたＦＰデータとの相関関係を見積もるための装置システムの構成を模式的に示したものである。1細胞あるいは細胞ネットワーク上の局所のＦＰを計測できるように配置された複数の微小電極から１電極単位で取得したFPデータを集積し、その各ＦＰデータを微分して細胞電位を見積もることができる機能を有する演算回路、あるいは、各電極データを重ね合わせることによって、心電図の心室部分の心電図波形（Ｑ－Ｔ部分）との比較ができる演算回路を有するものである。特に、重ね合わせ回路を用いて単一の電極のＦＰデータを解析するだけでなく、例えば直列に配置された細胞ネットワーク上に等間隔で配置された複数の微小電極アレイのデータを合成することは、各電極上の細胞のＦＰの結果のみならず細胞間を伝達する状態を反映したデータを表示することとなり、特に、心筋細胞間の伝達異常である不整脈を見積もる上では、伝達の異常が合成ＦＰ波形に反映されることから、この重ね合わせ回路の結果を期外収縮発生の直接予測機構に情報を移動させて、この結果から心電図解析と同様な予測が可能である。他方の微分回路から得られる細胞電位データについても細胞電位依存的に活性化状態が異なるイオンチャンネルの状態を見積もるために用いられる。

　図２７および図２８は、実際に上記図２６で述べた演算回路によって各電極からのＦＰデータを重ね合わせた例を示したものである。図２７では、図２７（Ａ）に示したように心筋細胞ネットワークが環状に配置されており、そのネットワークに沿って一定間隔で微小電極が配置されている。ペースメーカー（ＰＭ）領域が電極Ｒ１の位置にある環状心筋細胞ネットワークにおいて拍動シグナルがＲ２→Ｒ８、あるいはＬ１→Ｌ８に伝達するところが図２７（Ｂ）の各電極のＦＰ波形で見ることができる。そしてこれを重ね合わせた波形が下Sの波形となる。図２７（Ｃ）は、実際に長期で計測して合成した結果である。これが実際の心電図のＱＴ領域の波形を推定するために必要な、ＦＰの伝達情報が含まれた合成ＦＰ波形となる。この図からもわかるようにＰＭ領域から正常に拍動シグナルが伝達する場合には、図２７（Ｃ）からもわかるように合成波形もなめらかな波形となる。他方、図２８は図２８（Ｂ）からもわかるようにＰＭ領域からの拍動シグナルが規則正しく伝達しなくなる不整脈状態になると、合成ＦＰとなるＳも非常に乱れた波形となり、心電図に相当する図２８（Ｃ）でも不整脈と同様な形状の波形が合成ＦＰ波形としてみることができる。ここで特記すべきことは、図２８（Ｂ）の各微小電極の１電極データのみから不整脈を予測する場合には、観測する電極によっては（例えばＬ５）顕著な不整脈の発生を予測することは難しく、図２８（Ｂ）Ｓあるいは図２８（Ｃ）に見られるように合成ＦＰ波形とすることでより的確に予測することが可能となることがわかる。

　図２９は、心筋細胞の拍動周期に対するＦＰＤの大きさの関係を示したものである。黒丸は、いろいろな自律拍動を持つ心筋細胞でのＦＰＤを本発明の装置システムで計測した結果である。この結果からもわかるように、細胞はその拍動周期に依存してＦＰＤの値を変化させることがわかる。これは自律拍動を用いた心筋細胞による計測を行った場合に、薬剤によって細胞の拍動周期が変化したり拍動停止したり、あるいは不安定化したときに、この副作用によって本来のイオンチャンネルのブロックではない原因によってＦＰＤが変化する可能性があることを示唆している。また、赤×印は強制拍動によって細胞の拍動周期を強制的に変化させたときのＦＰＤの値を示しており、外部からの連続刺激によって一定時間以上、一定の拍動周期を維持すれば、安定したＦＰＤとなることがわかる。

　図３０は、実際に自律拍動をしている心筋細胞に本発明のシステムを用いて外部から強制拍動刺激を与えたときの心筋細胞のＦＰＤの時間変化の一例を示したものである。この例でもわかるように、自律拍動インターバルが4秒程度であった細胞が１Ｈｚの強制拍動刺激を与えると直後からＦＰＤの値が大きく変化し、刺激開始後およそ３０秒ほどで550msの位置で安定化することがわかる。また強制拍動刺激終了後においても異なる自律拍動周期を持ち、また、ＦＰＤが徐々に長くなってゆくことも見ることができる。これらの結果からもわかるように、強制拍動刺激を与え始めてからＦＰＤが安定化するまでの刺激開始後30秒後以降に、薬物毒性検査をすることが望ましい。

　図３１は、実際に本発明のシステムを用いて外部から強制拍動刺激を与えてＦＰＤ、あるいは伝達時間Ｔ、あるいは伝達速度Ｖを計測する場合の細胞配置の例を示すものである。図３１（ａ）は、少なくとも２つの微小電極を覆うように配置された細胞集団を用いた刺激計測の例である。刺激電極から例えば毎分６０拍の一定のインターバルの強制刺激信号を与えながら隣接する計測電極で細胞のＦＰＤ、あるいは刺激電極の刺激時間から計測電極上の細胞までの拍動信号の伝達時間Ｔ，あるいは計測電極上の細胞までの伝達速度Ｖを計測するものである。図３１（ｂ）は、直線状に配置された心筋細胞ネットワークの端点に配置した刺激微小電極によって強制刺激拍動を与え、この伝達について、一定の間隔で心筋細胞ネットワークに沿って配置された微小電極アレイによって、各電極上の心筋細胞のＦＰＤ，Ｔ，Ｖを計測し、刺激電極の刺激信号に対する各電極のデータのみならず、各記録電極のＦＰの合成ＦＰによる不整脈発生の予測、各電極間でのＴとＶの関係などについて見積もることができる。ただし、ここで示したのはあくまでも細胞配置の一例であり、上記、図２７で示した環状細胞ネットワークのＰＭ領域に強制拍動を与えて同様の計測をすることもできるし、あるいは、刺激電極上の細胞をこの刺激電極を計測電極として用いることで、最小細胞数でのＦＰＤの計測をおこなうことも可能である。

　またここまでのすべての実施例について、心筋細胞ネットワークについては一部心筋のみについて言及したが、繊維芽細胞を生体組織と同様な性質となるように添加することが含まれるものである。

　図３２は、微小電極２上に配置された細胞のＦＰ計測を行うために、電極２の電位を一定に保つ電位クランプ型のフィードバック制御機構を用いることができることを模式的に示したものである。ここでは、細胞のＦＰは、従来の電極からの信号を増幅して計測するのではなく、電極２の電位を保つために外部の電源から供給される電流をモニターして、この結果を実時間で解析することで見積もるものである。ここで一定に保つ電位としては、通常はゼロを選ぶが、脱分極電位を変化させるなどの細胞状態を変化される場合には、電位を異なるものに調整することも可能である。

　図３３は、実際にヒトＥＳ細胞から心筋細胞に分化させた細胞集団の一部領域に上記記載の本発明のシステムを用いて強制拍動刺激を与えた時の、細胞集団の拍動周期の変化を計測した結果の一例のグラフである。このグラフからもわかるように、正常な心筋細胞集団では、この例のようにたとえば０．６Ｈｚから１．８Ｈｚの強制刺激を与えた時に、この範囲のすべてにおいて線形に、強制刺激に応答して拍動が追従することがわかる。

　図３４（ａ）は、実際に強制拍動刺激を与えたところで細胞集団の拍動がその強制拍動刺激のインターバルと同じ周期になることから、この強制拍動刺激状態での心筋細胞集団のＦＰの波形の変化とＦＰＤの長さの変化を示したものである。グラフからもわかるように、強制拍動刺激インターバルを早くすることでＦＰ波形が変化し、ＦＰＤの長さが短くなることがわかる。そこで図３４（ｂ）に示したように、このＦＰＤの変化をグラフで示すと、この短縮が、強制拍動インターバルの周期（ＲＲ）に依存することから、この補正
関係について、既知のヒト心臓においてのＱＴインターバルの長さと心拍との関係の研究（Patrick Davey, How to correct the QT interval for the effects of heart rate in clinical studies. Journal of Pharmacological and Toxicological Methods 48 (2002) 3 - 9）からFredericiaの補正、すなわち拍動の速さの違いによってＱＴの長さが変化してしまい相対比較できないことから、拍動周期が毎分６０拍の心筋拍動時のＱＴの長さ（ＱＴ_Ｃ）に補正するためにＱＴ_Ｃ＝ＱＴ／（ＲＲ）^1/3として換算するもの、あるいは、Bazettが提唱したＱＴ_Ｃ＝ＱＴ／（ＲＲ）^1/2として換算するものに一致するかどうかが重要となる。これは、上に説明したようにin vivoでのＱＴの長さは、本システムで計測する細胞ネットワーク全体で計測したＦＰＤの長さの重ね合わせに相当し、それは、すなわち各細胞のＦＰＤ自体が、上記、FredericiaあるいはBazettの補正の範疇に入るべきであることを示唆しているが、実際に、図３４（ｂ）の結果は、ＱＴ_Ｃ＝ＱＴ／（ＲＲ）^1/2.5となっており、FredericiaあるいはBazettの補正の間にあることがわかる。また、図３５は図３３および図３４のグラフに示したデータを表にしたものである。

　これらの結果は、実際にスクリーニングや再生医療で使用する心筋細胞の品質の確認に、心筋細胞に対して強制拍動刺激を与えたときの心筋細胞の応答を計測することで対応できることを示している。すなわち
１）心筋細胞あるいは心筋細胞集団に対して強制拍動刺激を与え、細胞あるいは細胞集団がその強制拍動刺激に応答して強制拍動刺激と同じインターバルで応答するかどうかを確認し、かつ、その応答がどの強制拍動刺激の周波数の範囲で対応するかどうかを計測し、拍動が追従できることを確認することで健全な心筋細胞である十分条件の一つを満たしていると判断すること、あるいはさらに具体的に、この応答の追従がたとえば少なくても１．８Ｈｚまで追従することで健全な心筋細胞である十分条件の一つを満たしていると判断すること。
２）上記、強制拍動刺激インターバル（ＲＲ）に対して細胞の拍動の追従が確認できた周波数の範疇で、強制拍動刺激に対するＦＰＤの変化が、ＦＰＤ／（ＲＲ）^1/3からＦＰＤ／（ＲＲ）^1/2の間にあることを確認することで健全な心筋細胞である十分条件の一つを満たしていると判断すること。

　上記手順を用いることで、心筋細胞の品質の管理が可能となる。健全な心筋細胞とは、安定した拍動を行うことが可能な細胞である。ここで評価対象となる細胞集団については、分化誘導を行った細胞集団をそのまま用いても良いし、あるいは、分化誘導を行った心筋細胞を分散し１細胞単位で計測評価しても良いし、あるいは、これら分散した心筋細胞を再度細胞集団化して計測しても良いし、あるいは、これら分散した心筋細胞をヒト心臓由来の線維芽細胞と混合して新たな細胞集団として計測評価しても良い。
　これらの心筋細胞は、心筋毒性検査に使用することができる。

　図３６（ａ）は、細胞信号のノイズを電子回路的に低減するために、細胞１０が載っている微小電極２と、この微小電極２の近傍に配置された細胞が載っていないむき出しの比較電極２cとの間の電位の差分値を出力する回路を模式的に示したものである。実際に、この回路を図３６（b）に示すように、増幅回路の初段に組み込むことで、図３６（c）に示したようにノイズが特定の周波数に依存せず低減されることが分かる。このとき、比較電極２cの微小電極に対する位置はより近傍であることが望ましく、たとえば５０μmの距離に配置されているものは十分な機能を果たすが１ｍｍの距離までノイズ低減の機能をもたらすことができる。

　図３７は、本発明の心毒性評価の総合的評価法の例を模式的に示した図である。特定の濃度の薬剤を添加した後の心筋細胞の細胞電位計測の結果から得られたFPDの値について、まずFPD延長の程度の集計結果をX軸上の値とし、さらに上述のFPDの時間的ゆらぎの大きさをポワンカレプロッティングからSTVとしてY軸上の値とし、この結果をプロットする。図３７（b）は、様々な薬剤についてその結果X?Y図にプロットしたものの一例である。図からわかるように、FPDの延長とゆらぎ（STV）の増大が小さい領域にある薬剤は、QT延長はあるが心毒性は無いと判断でき、FPDの延長とゆらぎ（STV）の増大が同時に起こる場合（X?Y図面で右上）にTdPなどの心毒性があることを予測することができる。

　図３８は、実際に心毒性を計測するためのシステムの構成の一例を示した模式図である。この実施例のシステムは、送液部、細胞培養計測部、細胞解析・刺激部からなっている

　送液部は、細胞培養計測部の中で培養している各細胞培養チャンバーに培養溶液を連続して送液するシリンジポンプ系あるいはペリスタポンプ系あるいはHPLCポンプ系によって送液することができる。また、送液部の配管の外周には温度調整用の抵抗加熱用配線を巻き付け管内の液温を微小K型熱電対やサーミスタ等の熱検知機構で連続モニターすることで、導入する液温を制御する抵抗加熱の程度を調整して、つねに一定の温度での溶液が導入されるようになっている。また、この送液部には、試験する薬剤を添加するために合流配管や切り替え配管などの機構が配管中に配置されており、これによって希望する濃度の薬剤を各細胞培養チャンバーに導入することができる。また、導入される薬液の濃度を定量的に確認するために、液の導入管の一部が光学的に透明であり波長２８０nmから８００nmの範囲で吸光分光計測によって、定量的な評価が可能な機構が付加されていることが望ましい。また、同様に廃液についても廃液管の一部が光学的に透明であり波長２８０nmから８００nmの範囲で吸光分光計測によって、定量的な評価が可能な機構が付加されていることが望ましい。また薬液の制御温度としては、人体の正常温度に近い温度が通常望ましく、その観点からセ氏３０度から４５度の範囲での温度制御ができることが望ましい。

　図３９は、本発明の心毒性を計測するシステム中の細胞培養計測チャンバーの構成の一例を示す模式図と写真である。複数の細胞電位計測電極が配置された多電極基板４２０１（図４０を参照）は、培養液の導入機構・排出機構が配置された細胞培養容器４２０２が接着しており、同時に８検体の計測が可能な細胞培養計測プレートとなっている。図４０に細胞培養計測プレートの断面を模式的に示しているように、この細胞培養容器４２０２において、溶液の導入口は、多電極基板４２０１に一番近い底面に扇状に広がる形状で配置されており、他方、液の排出機構は、上部の液面の高さ４２０４を決める位置に液面の界面の方向と同じ向きに扇状に展開している。

　図４１は、多電極基板に配置されている電極配置の電極配線の構成を模式的に説明する図である。本発明では、細胞の形状を観察するために、電極にITOなどの透明電極を用いているが、透明電極の特性として通常の金属電極に比べて高い抵抗値を持っているため、特に多電極基板がプレートなどの大きなものとなると、配線が長くなりインピーダンスが非常に大きくなる。これを回避するために、透明電極上に金属レイヤーを透明電極と同じ配線で配置すれば、金属電極の導電性によって抵抗値を下げることができる。実際には、細胞を培養する領域では、光学的観察をすることからガラス基板４３０１上の透明電極４３０２を用いた配線を配置しており、細胞観察をしない領域では透明電極に重なるようにその上に金属レイヤー４３０３が配置されており、その上面が絶縁膜で被覆されている。ここで用いる金属電極素材としては、たとえば金、プラチナ、チタン、銅、アルミ二ムなどを用いれば良い。

　図４２は、多電極基板上の電極配置の例を示した模式図である。まず、図４２（ａ）では、細胞培養領域４４０４に直列に配置した心筋細胞ネットワークの一端を局所刺激する刺激電極４４０１と、この刺激電極によって刺激された心筋細胞の興奮伝導を計測する計測電極４４０２と、ノイズ除去のための参照電極４４０３が配置されている。各計測電極４４０２から得られた心筋細胞ネットワークの複数の局所応答の結果を計測することができるとともに、伝達速度のゆらぎを各計測電極間の伝達毒度の比較解析をすることで求めることができる。図４２（b）では、計測電極が一直線に繋がっているものであり、この構成にすることで、心電図のST領域（心室領域）の心電図波形と同様な波形を計測することができる。図４２（c）では、上記、図４２（b）の一部を切り離して、局所の心筋細胞のFP波形を取得することを容易にしたものである。図４２（d）は、リング状電極の上にリング状に細胞を配置して計測するための電極配置の一例である。これらは図１１、図１２に示したようにリング状に配置した心筋細胞ネットワークを計測するものであるが、リング状の計測電極の一部を欠損させ、その部位に局所強制刺激を与えるための刺激電極を配置し、また、ノイズ除去のための参照電極を配置している。さらに図４２（ｅ）では、計測電極も分割して、局所心筋細胞の応答を計測することが可能な配置となっている。

　図４３は心筋細胞の力学特性と電気特性を同時計測する本発明のシステム構成の一例を示した模式図である。本システムは、（１）細胞集団を培養することができ、かつ、集団中の微小領域の細胞電位データを取得できる複数の微小電極が基板上に配置された細胞ネットワークチップと、（２）このチップを固定し細胞刺激・細胞電位計測システムと電気的に接合するチップマウンター、（３）培養する細胞集団の温度や湿度、酸素濃度、二酸化炭素濃度などの環境を制御することができる環境制御容器、（４）細胞集団中の特定の心筋細胞に刺激を与え、また、細胞集団中のさまざまな微小領域の細胞電位を同時連続計測できる微小多電極電位計測システムと、（５）上記、細胞ネットワークチップ中の心筋細胞集団の表面、あるいは細胞集団の中に混入させて培養することによって細胞集団中に配置された粒径が最小で約０．１、０．２μm、０．３μm、０．４μm、０．５μm、０．６、０μm．７μm、好ましくは約０．８μm、より好ましくは約０．９μm、最も好ましくは約１μmから、最大で約５００μm、４００μm、３００μm、好ましくは約２００μm、より好ましくは約１００μm、最も好ましくは約５０μmまでのサイズのポリスチレン微粒子やガラス微粒子、金微粒子などのプラスチック・高分子・ガラス・金属微粒子等の心筋細胞とは輝度や複屈折率が光学顕微鏡によって容易に識別することができる心筋細胞の形状変化を計測するための１個以上の位置座標プローブ微粒子と、（６）上記、微粒子を光学的に計測するための照明用光源と光学顕微鏡と、その画像を取得する画像取得用カメラとからなる光学画像取得系と、（７）電位波形を分析して細胞電位計測を行い、かつ、画像解析によって細胞変位計測を行い、かつ、その解析結果に基づいてフィードバック刺激を行うことが可能な我画像解析・細胞電位解析・刺激制御・統合データ収録用のコンピュータシステムからなる。この装置を用いた計測では、心筋細胞の脱分極を起こすための刺激について、（Ａ）上記心筋細胞集団の自律拍動の伝導を利用した計測を行うこと、（Ｂ）上記心筋細胞集団中の特定の細胞に外部から強制電気刺激を与え、この伝導を計測すること、（Ｃ）上記心筋細胞集団中の特定の細胞に、計測した細胞電位データに基づいて細胞電位の値と遅延時間の関係を満たす特定のタイミングでフィードバック刺激を与えてその伝導を計測すること、の主に３つの手段から選んで刺激を与えることができる。

　図４４は、心筋細胞の力学特性と電気特性を同時計測する本発明のシステム構成の一例から取得されるデータの一例を示したデータ取得モニター画面の一例である。本実施例では、心筋細胞集団の表面に多数のポリスチレン微粒子を配置し、その中の５個のプローブとすることとしたポリスチレン微粒子についてプローブ微粒子変位観察窓を設定し、その窓の中の微粒子の移動に伴って窓の重心が移動することによって、特定のプローブ微粒子の変位をX軸方向とY軸方向のベクトル時間変化として継続して計測することができる構成となっている。また、ちょうど光学計測をしている位置の特定のターゲット心筋細胞の細胞電位データを計測することで、Naイオンチャンネル、Caイオンチャンネル、Kイオンチャンネルの伝導刺激応答の変化と、細胞形状の変化を相関付けて計測することができる。特に、複数のプローブ微粒子の変位を同時計測することと、変位量の変化に加えて変位方向の変化を計測することができることで、細胞集団の中の各心筋細胞の応答特性のばらつきによって生じる薬剤添加に対する収縮強度の変化が、一様に発生するものか、あるいは不均一に発生するものかを定量的に見積もることも可能となっている。

　図４５は、心筋細胞の力学特性と電気特性を同時計測する本発明のシステム構成の一例から取得されたデータの一例である。図からもわかるように、細胞電位データに加えて、同じ時間での心筋細胞の変位量、そして、この変位量を時間微分した変位速度データを得ることができる。

　図４６は、心筋細胞の力学特性と電気特性を同時計測する本発明のシステム構成の一例から取得された細胞変位の方向データの取得の一例を説明する図である。上段の細胞に配置したプローブ微粒子の時間変化を示す連続画像であるが、この変位データを（Ｘ，Ｙ）成分として取得し、これを変位長さrと角度変化θからなる極座標系（ｒ，θ）に変換することで、変位量と角度変化の２つの指標を用いて、薬剤の効果を定量的に見積もることが可能である。下グラフでは、実際に、薬剤の添加によって微粒子の変位の角度変化のゆらぎが増大することが観察される現象の一例を示したものである。

　図４７は、心筋細胞の力学特性と電気特性を同時計測する本発明のシステムでの心筋細胞ネットワークの空間配置の例を説明する図である。（ａ）は１微小電極上に１微小心筋細胞クラスターを配置したもの、（ｂ）は２次元に配置された微小電極アレイに対して２次元に広がった心筋細胞シート状に細胞を配置したもの、（ｃ）は直線状に１次元に配置した微小電極アレイ上に心筋細胞を直線状に配置して、端点での心筋細胞の発火が他端に伝導するように配置したもの、（ｄ）はリング状に配置した微小電極アレイ上にリング状に心筋細胞ネットワークを配置したもので、そのリング状に配置された心筋細胞ネットワークを閉ループとなるように接続したものと、あるいはリング状に配置した細胞ネットワークの一部を切断して開ループとなるように配置されたものなどがある。ここで、特に（ｃ）のように直線状に細胞を配置した場合には、心筋細胞の基板表面への接着が十分ではない場合には、（ｅ）に示したように心筋細胞の基板表面への接着に対して、心筋細胞間の収縮力が強すぎるために細胞が徐々に収縮して細胞ネットワークの空間配置が維持できず細胞塊となってしまう。これを回避するためには（ｄ）で示したようなリング状での細胞配置をすることが収縮力を効果的に逃すことができ効果的である。また、基板表面のコラーゲン層に従来のコラーゲンに替わって、コラーゲンビトリゲルを用いることも有効である。

　図４８は、実際によく知られている心筋細胞の細胞電位計測に基づいて分類した、ヒト幹細胞由来心筋細胞の細胞電位（Action Potential）グラフ（上段３種類）と、その細胞電位を時間微分した細胞外電位（Field Potential）グラフ（下段３種類）を示したものである。左のグラフは心房筋型細胞を、中央のグラフは心室筋（プルキンエ細胞）型細胞を、右のグラフは房室結節型細胞を示している。従って、心室筋の薬剤応答、あるいは心室筋での伝導応答計測を行う場合には、中央下段のグラフで示された特徴を細胞外電位で計測された細胞を用いて計測することが望ましい。この特徴は、薬剤を添加していない状態で、急激で明確な脱分極に伴った脱分極開始後２０ms以内でのシャープなNaイオンの内向き電流の発生と、その後の脱分極開始後１００ms以内でのゆるやかなCaイオンの内向き電流の発生と、脱分極開始後１００ms以降に観察される顕著なＫイオンの外向き電流の発生があるものである。

　図４９は、心筋細胞の細胞電位、ｈＥＲＧイオンチャンネルの薬物応答のゆらぎ変化の一例を示す図である。図４９（Ａ）に示したように、hERGイオンチャンネルを特異的に阻害する薬剤Ｅ４０３１を添加すると、すでに述べたように細胞外電位（Field Potential: FP）はその応答が、隣接拍動周期間で大きなゆらぎを発生させるが（応答の安定性が消失するが）、同様にヒト幹細胞由来心筋細胞を用いて、その細胞電位（Action Potential: AP）についてもFPと同様な傾向と程度のゆらぎを発生させることがわかる。このことから、従来のパッチクランプ法等の電気生理学的細胞電位計測法を用いても、その観察を、各応答の平均値を取るのではなく、取得したデータのゆらぎの程度を定量的に計測することで見積もることも可能である。また、このときに細胞の応答を安定性を調整するために、たとえばパッチクランプ法を用いた計測の場合も、孤立心筋細胞１細胞での計測を行うより、心筋細胞集団中の１細胞を計測することが望ましい。図４９（Ｂ）には、ｈＥＲＧイオンチャンネルだけを強制的に発現させたＣＨＯ細胞について、同様にＥ４０３１による阻害に対する細胞全体の細胞電位の変化を計測した結果の一例を示したものである。この結果から分かるように、従来のテールカレント（tail current）計測では計測したデータの平均値を示すが、イオンチャンネルのブロックが進むと電流自体が減少して計測が困難となる。しかし、細胞応答のゆらぎ計測を行うと、そのゆらぎの増大がhERGイオンチャンネルのブロック率が高まったときに急激に増大することから、電流量が大きいときには従来のテールカレント計測を行い、ブロック量が大きくなってカレントに基づいた計測が難しいときには、ゆらぎ計測で計測するという２手法の組み合わせ計測が有効である。

　図５０は、刺激電極アレイからの刺激電位重ね合わせによる任意の位置での細胞刺激法の原理を説明する図である。図５０（Ａ）に示したように、隣接する電極間での電極電位と位相を制御することができる多数の刺激電極アレイを基板上に２次元に配置し、各電極から、単独の電極からの刺激では細胞に脱分極を起こすことが無い微弱な電位変化を出力させ、これらを重ね合わせることで細胞刺激を与えるに十分な重ね合わせ電位を２次元面上の特定に位置に特異的に発生させるために、各電極が発生させる必要がある電極の電場強度と位相のパターンをフーリエ合成の規則に基づいて算出し、特定の場所のみに刺激を与えることができる。その一例として、たとえば図５０（Ｂ）に示したように、円リング状に電極アレイを配置し、これらを上記手法にて制御することで、リングの中央において集束電場による刺激を与えることが可能である。この電極アレイが、細胞培養レイヤーあるＸＹ平面（R軸方向）から空間的にZ軸方向に浮いた形で配置されているとき、具体的には、電極アレイが配置されている平面（R軸方向）と、電場照射方向（Z軸方向）との面内での電場集束時の刺激電極アレイの配置は以下の通りとなる。まず、Ｚ軸上の点Z_fに電場を集束させる場合、この焦点Z_fからR軸平面に下ろした垂線の足をR_０としたとき、R_０からZ_fまでの距離がmλであったとする。ただし、ここでλは各刺激電極から発生させる細胞集団内での伝導速度に基づいた刺激信号波の波長、mは自然数とする。R_０の位置に刺激電極を配置した場合、同心円状に配置した微小電極各々の半径は、中心からn番目の同位相の場所の半径をR_ｎとした場合、

と置くことが出来る。ただし、位置R_ｎは、n番目の刺激電極の同心円の位置を示し、その幅は刺激を与える焦点の位置からの距離に換算して伝導速度換算で高々±λ／４程度とする。当然、R_０の位置に基準となる刺激電極が配置されなくても、同心円の焦点位置に特異的に刺激を与えることができるし、また、Z_fについても細胞ネットワークが配置された基板と同じ基板上に刺激電極アレイを配置してZ_f＝０としても良い。さらに、焦点位置が円の中心からずれる場合には、そのずれに合わせて各刺激電極の刺激信号の位相を伝導速度から換算して変更することで、刺激リング電極内の任意の特定の位置に刺激を与えることが可能である。上記説明では、心筋細胞ネットワークを例として挙げたが、細胞間の興奮伝導の伝達能力を持つ細胞であれば、すべて同様な処理が可能である。

　図５１に、微粒子の光学計測について開口数０．３以下の対物レンズとズームレンズ系を組み合わせた場合の効果を説明する。通常の光学系では、対物レンズからの像を直接、ＣＣＤカメラ等の画像記録素子に結像させて観察しているが、その場合には、対物レンズの開口数（ＮＡ）に応じた焦点深度となり、倍率を拡大すると、それに対して像のボケが生じない焦点深度が浅くなる問題があった。これを解決するためには、低倍率（すなわち低開口数）の対物レンズで取得した像を後段に加えたズームレンズ系で拡大すれば良い。開口数によって像の空間分解能は規定されるが、本発明では、すでに形状が既知のプローブ微粒子を用いているため、その微粒子の像がボケなければ、空間分解を多少犠牲にしても正確な微粒子の空間座標を取得できるため問題は無い。図５１Ａは、本発明の光学系の構成の一例を示したものである。対物レンズの後段にズーム光学系を配置し、その後段にビデオカメラを配置している。図５１Ｂは、実際にさまざまな倍率（開口数）の対物レンズを用いて直接微粒子を観察して、深さ方向で像のボケを観察した結果である。この結果からも分かるように、１０倍（開口数０．３）の対物レンズでは、焦点深度１５μmまでの像をボケ無く観察することができるが、２０倍（開口数０．４）、４０倍（開口数０．６）ともに、５μm程度の深さ方向までしかボケが発生しない像を得る事はできない。図５１Ｃは、実際に１０倍（開口数０．２８）の対物レンズにズーム系を加えた光学系の像の観察結果である。この結果からも分かるように、対物レンズ２０倍、対物レンズ４０倍と同等の拡大率（位置座標分解能）にズーム系を用いて拡大しても、その焦点深度は２５μm程度が維持され、特に収縮運動を行う心筋細胞ネットワークにおいて、深さ方向での大きな変位に対しても、プローブ微粒子の座標を見失う事無く、同様の画像処理を用いて位置座標分解能で追跡することが可能となる。

　図５２に、上記システムを用いて細胞電位計測と力学計測を同時計測した場合の一例を示す。Ａは、心筋細胞の収縮張力が消失する薬剤の一例としてベラパミルを添加したときの、細胞外電位（FP）と、発生張力（Optical imaging）の変化を同時計測したものである。薬剤濃度が100nMとなったところでの収縮力の消失の時間変化を図Bに示している。図Bからもわかるように、細胞の興奮伝導の電気的発火は維持されているが、急激に収縮力が消失し、最終的に電気生理学的には興奮伝導は引き続き起こっているが、力学的には収縮力が消失してしまうことがわかる。また、図Ａの1000nMのデータからもわかるように、この場合は、電気生理学的な興奮も起こらず、かつ、力学的収縮が起きていないことがわかる。この例からもわかるように、電気生理学的計測のみでは、電気的興奮が維持されているところで実際に力学的収縮がどの時点で消失するかを正確に予測する事は難しい。また、力学的計測のみでは力学的収縮が消失したときに、これが電気的興奮が維持されているところで収縮力が消失したのか、あるいは、電気的興奮そのものが消失して収縮しなくなったのか、識別することは困難である。しかし、図５２に示すように、同時に両者を計測することができれば、電気的興奮刺激があるところで収縮力がどのように消失してゆくのかを定量的に評価することができる。

　図５３は、図５２で得られた結果をグラフにまとめたものである。図５３Ａは、実際に電気生理学的細胞外電位で得られる細胞外電位波形である。薬物の投与によって、細胞外電位は以下のような変化が起こる。薬物にナトリウムイオンチャンネル阻害がある場合には、最初のスパイク波形部分の減少が発生し、カルシウムイオンチャンネル阻害がある場合には、ＦＰＤ（ナトリウムの最初のスパイクから内向き電流極大位置までの時間）が短縮する方向に、また、カリウムイオンチャンネル阻害がある場合には、逆にＦＰＤは延長する方向に波形を変化させる。従って、収縮力を引き起こすカルシウムイオンチャンネルの阻害が薬物によって発生するとき、同時に、この薬剤がカリウムイオンチャンネル阻害も引き起こす場合には、見掛け上、収縮力の減少に対してＦＰＤの短縮は同時計測できないこととなる（カリウムの延長効果がカルシウムの阻害によるＦＰＤの短縮効果を打ち消すため）。そのため、実際には、電気的計測に加えて、力学的計測を同時に計測する必要があるのである。
　図５３Ｂは、実際にＦＰＤの変化と、収縮力（Displacement）の変化の相関をまとめたグラフである。ＦＰＤの減少は、あまり顕著ではないところで収縮力の消失が起こっていることが明らかである。
　図５３Ｃは、別の観点から収縮力の消失を解析したものである。具体的には、図５２の説明でも述べたように、ナトリウムの最初のスパイクの強度の変化と、収縮力の変化の関係を示したものである。図からもわかるように、ナトリウムイオンチャンネルの阻害が薬物の濃度に依存して増大しているが、図Ｂの結果と照らし合わせて、最初のスパイクは細胞の電気生理学的な応答（カルシウムイオンチャンネルの応答とカリウムイオンチャンネルの応答）を誘発するには十分な強度を維持しており、その中で、張力の消失が起きている事がわかる。
　以上を総合的に分析すると、この薬剤投与によって、ナトリウムイオンチャンネルの阻害は発生するが、興奮発生にはまだ十分な余力があるレベルでの阻害であり、さらにカルシウムイオンチャンネルとカリウムイオンチャンネルをＦＰＤの位置があまり移動しない程度に同程度に阻害するため、ＦＰＤの位置については問題が無く、ＦＰＤと関連づけられるＱＴ延長リスクの発生は観察されない事が予想される。しかし、実際にはカルシウムイオンチャンネルの阻害が起きているために、収縮力の消失が起きる事が分析できる。
　上記結果が示すように、電気生理学的な細胞外電位波形分析と張力発生計測を同時計測として組み合わせる事で、従来、電気的計測のみでは判断できなかった、カルシウムイオンチャンネルの阻害効果とカリウムイオンチャンネル阻害効果の関係を見積もる事が可能となる。

　図５４Ａは、さらに上記観点に加えて、電気／光学同時計測による催不整脈発生リスク計測の観点をまとめたものである。電気生理学的計測によって得られたＦＰＤの時間ゆらぎ、光学的計測によって得られた筋収縮についての運動距離（変位量）の各収縮インターバル間でのゆらぎ（ばらつき）、そして運動方向（角度）の各収縮インターバル間でのゆらぎ（ばらつき）の計測を、上記、本発明のシステムでは同時に行うことができる。特に、従来の電気生理学的理由による催不整脈効果だけでなく、心筋細胞集団の元来の品質のばらつきに起因した各細胞の収縮力の一様性の喪失が薬剤投与によってどの程度発生するのか、電気生理学的計測によるＦＰＤのばらつきと比較解析することができる。たとえば、従来の計測法では見積もることができなかった観点として、本図にも示したように、ＦＰＤのゆらぎ増大が見られないことが確認されているところで、収縮力のばらつきが最も大きく薬剤投与によって出ており、角度ゆらぎも増大することが観察される。このことから心筋細胞集団は収縮力の減少にあわせて挙動が一様でなくなり、協同性を必要とするいポンプ機能に障害が発生することが定量的に推定することができる。
　このように「ゆらぎ」解析を、変位方向と角度方向の２つの指標についてあわせて取得することも、電気生理学的計測のみでは得られない薬物特性の判断の指標となる。
　図５４Ｂは、さらに変位量の減少に対して、ゆらぎの増大がどのようになるかをグラフにして提示したものである。10nMのベラパミル投与時では、収縮力の減少に対して、角度ゆらぎはほとんど増大しないが、100nMのベラパミルを投与したときに急激に角度方向での収縮方向ゆらぎ（すなわち集団の収縮方向がランダム化する）が発生することがわかる。

　図５５は、細胞外電位計測と収縮機能変化計測用光学システムを組み合わせた装置構成の一例である。２個以上の細胞外電位計測機能を組み込んだ心筋細胞ネットワークチップを３次元で移動させることができるステージ上に配置し、電位計測については各チップそれぞれにチップマウンターを組み合わせることで常時連続計測を行うことができる。また、光学計測については、上記ステージを周期的に移動させることで、各チップ内の心筋細胞の変位量（収縮距離）、変位方向（収縮角度）の計測を行うことができる。ここで、計測については、n=50回程度の拍動データを各チップについて取得することで、上記、ゆらぎ計測についても対応することが可能である。

　図５６は、細胞培養モジュールアレイから構成されるハイスループット心筋細胞ネットワークアレイチップの構成の一例を示したものである。一般に、薬物に対する応答を計測する場合には、その計測スループットを上げるため、マルチウエル型の細胞培養プレートを用いることが多いが、実際に、予めマルチウエル構造となったプレートで細胞培養を行うと、いくつかのウエルでは細胞培養の状態が好ましくなかったり、あるいは、細胞が着床しなかったりという問題によって、すべてのウエルが効果的に利用できない可能性があった。これを解決するためには、予め、各ウエルを切り離しておいて、培養開始後に、状態の良好なウエルのみを抽出して、これをくみ上げることでマルチウエルプレートとすれば、プレート内のすべてのウエルが良好な状態で利用できるものとなる。図５６に示した実施例のひとつは、これを簡単に示したものである。最小ユニットとなる予め切り離されたウエル５６０１中で細胞を培養し、良好な細胞が培養されているウエルをプレート５６０３内に並べてハイスループット心筋細胞ネットワークアレイチップとするものである。ここで、各ウエルには細胞外電位の電気計測ならびに細胞刺激用の電極アレイ５６０２が配置されているため、これを接続する接点がウエルを組み込むプレートには予め配置されており、ウエルは１つ単位で（１ブロックとして）簡便に交換することができるため、特に、薬剤によって疲弊した細胞ネットワークを持つウエルのみをひとつ単位で交換することで、プレート単位での交換ではなく、プレート内のウエル単位での交換ということで経済的効果を持たせることができる。

　図５７は、各ウエル５６０１に効果的に心筋細胞を配置するサンプルローダー５７０１を用いた細胞ネットワーク配置技術の構成の一例を示したものである。図５７Ａにも示したように、サンプルローダー５７０１は、ウエル５６０１の上面に挿入できる構造となっている。また、図５７Ｂおよび図５７Ｃにも示したように、サンプルローダーの下面には、幅１００μmから３００μmの幅で、長さ５００μmから３ｍｍ程度の長さの溝が開いており、サンプルローダー内面が漏斗状に絞り込まれていることから、図５７Ｄに示したように、内面に、細胞を含む液体５７０２を滴下することで、細胞が沈降し、上記溝の形状と同じように直線状に配置される。本実施例では、鉛直方向から３０度の急峻なスロープで効果的に細胞が沈降するような構成としたが、４０度以下であれば効果的に細胞を底面の溝に沈降させることができる。ここで、細胞を含む液体中の細胞濃度を予め定量的に調整しておけば、液量の調整のみで配置する細胞の総数を調整することができ、細胞量を細小にすればモノレイヤーの心筋細胞ネットワークが構築され、細胞量を増やせば、２層、３層というように多層の細胞ネットワークを構築することができる。また、図５７Ｅのように、本実施例でも示したように溝の配置方向と、直線状に配置した電極の方向を一致させるようにサンプルローダーの構造を調整しておけば、ウエルにサンプルローダーを差し込むだけで、細胞を電極アレイ状に効果的に配置することができる。さらに、本実施例で示したように、光学的計測を効果的に行い、かつ、効果的に溶液交換を行うためには、サンプルローダーは、細胞をチップ上に効果的に沈降させて配置するために有効であり、細胞計測時には取り外して用いることが好ましい。

　図５８は、上記、ブロック型の各ウエルを実際に配置して多電極システムによって細胞外電位計測を行うシステムの別の一例を示したものである。上記、図５７では、電極の配置は直列に並んだ離散型電極であったが、本実施例では、ウエル内の電極は上記図１２等で示したようなリング状となっており、本ウエルに細胞をリング状に配置するには、図５７のような直線型の底面溝ではなくリング状の底面溝のサンプルローダーを用いる。図５９は、さらに光学計測モジュールを組み込んだ構成となっており、光学系を移動させることで、各ウエル内の力学的特性の計測を行うことができる。

　図６０は、心筋細胞ネットワークおよび心筋細胞シートにおいて、その培養計測中の心筋細胞の収縮を防ぐための微小突起が周期的に配置された基板の構成を説明した図である。図６０Ａは、図４７でも示したように、心筋細胞ネットワーク６００１が、その発生収縮力によって底面のコラーゲン層から剥離して、徐々に塊状に収縮してゆく状態を示した実験結果の一例を示したものである。このように心筋細胞が塊状に収縮してしまうと、配置された微小電極アレイ上から無くなってしまうため、細胞外電位ならびにネットワークからの興奮刺激伝導速度およびこの時間的ゆらぎの計測が困難となる。これを回避するためには、図６０Ｂに示したように、心筋細胞ネットワークあるいは心筋細胞シートを培養する領域の基板表面６００２に、微小な突起物（ピラー）６００３を周期的に配置すればよい。図６０Ｃおよび図６０Ｄは、実際に、直径３μm、高さ５μｍ、周期５０μｍでピラーを配置した例の電子顕微鏡写真である。ここで、ピラーの直径は５μｍ以下であることが望ましく、高さは３μｍ以上であることが望ましく、また、ピラーの基板上での配置の周期は５０μｍ以下であることが望ましい。また、本実施例では円柱状の形状を示したが、直方体の形状でも良い。

　図６１は、図４２にも示した多電極基板上の電極配置の別の例を示した模式図である。まず、図６１（ａ）では、円環状に配置された計測用電極６１０２に対して、その円環の中心に刺激用電極６１０１を配置しており、これらの電極の上に心筋細胞を２次元シート状に培養したとき、中心電極６１０１からの強制刺激によって発火した心筋細胞の興奮伝導が、同心円状に伝搬する状態を計測用電極６１０２で計測することができる。ここで、薬物を添加することで伝導のゆらぎが発生すると、円周上に配置された計測用電極６１０２では波形の乱れとして計測する事が可能となる。ここで、円環計測電極６１０２の中心電極６１０１からの距離は、２００μm以上であることが望ましい。図６１（b）は、円環状計測電極６１０２を４分割したものの模式図である。上記図６１（ａ）では、心筋細胞２次元シートを用いたが、この例では、心筋細胞は円環状の計測電極６１０２ならびに刺激電極６１０１の上に円環状に配置されており、この円環状の心筋細胞ネットワーク状の興奮伝導の伝搬について、４分割された計測電極６１０２の間の興奮伝導の時間差を確認する事で、興奮伝導の回転方向を見積もることができる。

　図６２は、金属微小ワイヤーを電極として用いた実施例の一例を模式的に示したものである。図６２（ａ）に示した実施例では、図５７で示したサンプルローダーと同様な形状の容器６２０１の底面に太さ１０μmの微小白金電極６２０２が配置されており、その表面は白金黒で修飾されている。心筋細胞を容器６２０１中に滴下すると、沈降した心筋細胞ネットワーク中に白金電極が組み込まれ、基板底面に配置した蒸着電極パターンと同様に、心筋細胞電位の計測を行うことができる。図６２（b）の上面図で示したように、周期的に配置された計測用微小電極ワイヤー６２０２によって、ワイヤーの周囲に配置された心筋細胞外電位の計測ならびに、隣接するワイヤー間の伝導を計測することも可能である。特に、ワイヤーのひとつを刺激電極ワイヤー６２０３にすることで、強制刺激による細胞の興奮伝導の計測も可能である。本実施例では、ワイヤー太さに１０μmの白金ワイヤーを用いたが、太さ３０μm以下のものであれば同様な空間分解能を持った計測が可能である。また、このワイヤー構造は、ワイヤー周囲の細胞を固定して、上記図６０で述べた心筋細胞ネットワークの収縮を防ぐ効果も併せ持っている。

　本発明によれば、iPS細胞等の幹細胞から分化させた心筋細胞について、その心筋細胞が創薬スクリーニングあるいは再生医療のために使うことができる健全な心筋細胞であるかどうかを評価できる。

　１…透明基板、２…微小電極、２ｃ…比較電極、２’…微小電極２の引き出し線、３_１，３_２，３_３及び３_４…アガロースゲルによる壁、４_１，４_２，４_３及び４_４…間隙、７…周辺を取り巻く壁、８_１，８_２，８_３…パイプ、ＰＣ…パソコン、Ｍｓ…パソコンの操作信号、１０，１０_１，１０_２，１０_３，－－－，１０_ｎ…心筋細胞あるいは線維芽細胞、１５…光学観察装置の透明ステージ、１６…Ｘ－Ｙ駆動装置、１８…Ｚ駆動装置、ＣＨ_１、ＣＨ_２、ＣＨ_３およびＣＨ_ｎ…細胞保持部、ＣＣＣ…細胞連絡チャネル、１０_Ｇ…細胞集団、１１_ａ…障壁、１１_ｂ…開口、１９、１９１、１９２、１９３…ダイクロイックミラー、２０、２０１…バンドパスフィルタ、２１、２１１…カメラ、２２…光源、２２１…蛍光光源、２３、２３１…バンドパスフィルタ、２４、２４１…シャッター、２５…コンデンサレンズ、２６…対物レンズ、２７…可動電極、２８…接地電極、２９、２９１…スイッチング回路、３０、３０１…電気信号計測回路、３１、３１１…電気刺激回路、３２…心筋細胞、３３…線維芽細胞、３４…細胞配置用ピペット、３５…N周回目の伝達経路、３６…（N＋１）周回目の伝達経路、３７…（N＋２）周回目の伝達経路、３８…測定電極、３９…参照電極、４０…送液系、４１…環状に配置した細胞集団、４２…９６穴ウエルプレート、４３…カメラ受光素子、４４…細胞、４５…細胞刺激電極、１００…心筋毒性検査装置、4201…多電極基板、4202…細胞培養容器、4203…溶液の流れ、4204…液面の高さ、4301…ガラス基板、4302…透明電極、4303…金属レイヤー、4304…絶縁膜、4401…刺激電極、4402…計測電極、4403…参照電極、4404…細胞培養領域、5601…シングルウェル、5602…電極アレイ、5603…プレート、5701…サンプルローダー、5702…細胞を含む液体、6001…心筋細胞ネットワーク、6002…基板表面、6003…微小突起物（ピラー）、6101…刺激用電極、6102…計測用電極、6103…参照電極、6201…容器、6202…計測用微小電極ワイヤー、6203…刺激電極ワイヤー、6204…溝。

Claims

　基板、
　該基板上に配置した複数個の安定した拍動を行う評価対象の心筋細胞または該心筋細胞および繊維芽細胞等の非心筋細胞を含む細胞集団、
　前記基板上に前記細胞集団の周辺を囲むように形成された細胞培養液を満たすための壁、
　前記細胞集団の一つの細胞あるいは細胞集団の局所部分を載置している一つ以上の微小電極、
　前記壁で囲われた細胞培養液を満たすための領域内に設けられた比較電極、
　前記微小電極のそれぞれに接続された引き出し線と前記比較電極に接続された引き出し線とを用いて前記微小電極に載置されている細胞電位を計測する電位計測手段、
　前記微小電極へ送る電気刺激を制御し、前記電位計測手段で計測した電位データを記録する、制御／記録手段、
　前記細胞集団上または集団内の一カ所以上に空間的に距離を持って配置した、前記心筋細胞を含む細胞集団とは光学特性の異なる粒径約１μm以上約５０μm以下の微粒子、
　前記微粒子を光学的に計測するための照射用光源、光学顕微鏡および画像取得カメラを含み、前記微粒子の位置および位置変化を、時間的な移動量データおよびその移動方向の角度変化データを含む変位データとして連続的に計測する、光学的計測系、ならびに
　前記電位データと前記変位データとを相関付けて記録する記録手段、
を備えた心毒性評価装置。
　基板、
　該基板上に配置した複数個の安定した拍動を行う評価対象の心筋細胞または該心筋細胞および繊維芽細胞等の非心筋細胞を含む細胞集団、
　前記基板上に前記細胞集団の周辺を囲むように形成された細胞培養液を満たすための壁、
　前記細胞集団の一つの細胞あるいは細胞集団の局所部分を載置している一つ以上の微小電極、
　前記壁で囲われた細胞培養液を満たすための領域内に設けられた比較電極、
　前記微小電極のそれぞれに接続された引き出し線と前記比較電極に接続された引き出し線とを用いて前記微小電極に載置されている細胞電位を計測する電位計測手段、
　前記微小電極へ送る電気刺激を制御し、前記電位計測手段で計測した電位データを記録する、制御／記録手段、
　前記細胞集団上あるいは集団内の一カ所以上に空間的に距離を持って配置した前記心筋細胞を含む細胞集団とは光学特性の異なる粒径約１μm以上約５０μm以下の微粒子、
　前記微粒子の位置および位置変化を、時間的な移動量データおよびその移動方向の角度変化データを含む変位データとして連続的に計測する、開口数約０．３以下の対物レンズとこの後段にズームレンズ系とを配置した光学的計測手段、ならびに
　前記電位データと変位データを相関付けて記録する記録手段、
を備えた心毒性評価装置。
　さらに、前記細胞培養液を前記壁で囲われた領域内に供給しおよび／または排出する培養液供給／排出チャネルを備える、請求項１または２記載の心毒性評価装置。
　前記微小電極が、細胞を刺激するための刺激電極および細胞電位を測定するための測定電極からなる、請求項１～３のいずれか記載の心毒性評価装置。
　請求項１記載の心毒性評価装置を用いて、
　計測を行う細胞として、薬剤を添加していない状態で、急激で明確な脱分極に伴った脱分極開始後２０ms以内でのシャープなNaイオンの内向き電流の発生と、その後の脱分極開始後１００ms以内でのゆるやかなCaイオンの内向き電流の発生と、脱分極開始後１００ms以降に観察される顕著なＫイオンの外向き電流の発生がある心筋細胞を用いて細胞外電位を計測することを特徴とする心毒性評価方法。
　請求項２記載の心毒性評価装置を用いて、
　計測を行う細胞として、薬剤を添加していない状態で、急激で明確な脱分極に伴った脱分極開始後２０ms以内でのシャープなNaイオンの内向き電流の発生と、その後の脱分極開始後１００ms以内でのゆるやかなCaイオンの内向き電流の発生と、脱分極開始後１００ms以降に観察される顕著なＫイオンの外向き電流の発生がある心筋細胞を用いて細胞外電位を計測することを特徴とする心毒性評価方法。
　前記心毒性評価装置がさらに、前記細胞培養液を前記壁で囲われた領域内に供給しおよび／または排出する培養液供給／排出チャネルを備える、請求項５または６記載の心毒性評価方法。
　前記微小電極が、細胞を刺激するための刺激電極および細胞電位を測定するための電位測定電極からなる、請求項５～７のいずれか一項記載の心毒性評価方法。
　基板、
　該基板上に配置した複数個の安定した拍動を行う評価対象の心筋細胞または該心筋細胞および繊維芽細胞等の非心筋細胞を含む細胞集団、
　前記基板上に前記細胞集団の周辺を囲むように形成された細胞培養液を満たすための壁、
　前記細胞集団の一つの細胞あるいは細胞集団の局所部分を載置している細胞電位計測用の一つ以上の微小電極、
　前記細胞を刺激するための相互の信号強度と位相が制御可能な２次元に配置された複数の微小電極を含む刺激電極アレイ、
　前記壁で囲われた細胞培養液を満たすための領域内に設けられた比較電極、
　前記細胞電位計測用の微小電極のそれぞれに接続された引き出し線と前記比較電極に接続された引き出し線とを用いて前記微小電極に載置されている細胞電位を計測する電位計測手段、ならびに
　前記細胞刺激用の微小電極へ送る電気刺激を制御し、前記電位計測手段で計測した電位データを記録する、制御／記録手段、を備える心毒性評価装置。
　さらに、前記細胞培養液を前記壁で囲われた領域内に供給しおよび／または排出する培養液供給／排出チャネルを備える、請求項９記載の心毒性評価装置。
　基板、
　該基板上に配置した複数個の安定した拍動を行う評価対象の心筋細胞または該心筋細胞および繊維芽細胞等の非心筋細胞を含む細胞集団、
　前記基板上に前記細胞集団の周辺を囲むように形成された細胞培養液を満たすための壁、
　前記細胞集団の一つの細胞あるいは細胞集団の局所部分を載置している細胞電位計測用の一つ以上の微小電極、
　前記細胞を刺激するための相互の信号強度と位相が制御可能な２次元に配置された複数の微小電極を含む刺激電極アレイ、
　前記壁で囲われた細胞培養液を満たすための領域内に設けられた比較電極、
　前記細胞電位計測用の微小電極のそれぞれに接続された引き出し線と前記比較電極に接続された引き出し線とを用いて前記微小電極に載置されている細胞電位を計測する電位計測手段、ならびに
　前記細胞刺激用の微小電極へ送る電気刺激を制御し、前記電位計測手段で計測した電位データを記録する、制御／記録手段、を備える心毒性評価装置を用いて、
　計測を行う細胞として、薬剤を添加していない状態で、急激で明確な脱分極に伴った脱分極開始後約２０ms以内でのシャープなNaイオンの内向き電流の発生と、その後の脱分極開始後約１００ms以内でのゆるやかなCaイオンの内向き電流の発生と、脱分極開始後約１００ms以降に観察される顕著なＫイオンの外向き電流の発生がある心筋細胞を用いて細胞外電位を計測することを特徴とする心毒性評価方法。
　前記心毒性評価装置がさらに、前記細胞培養液を前記壁で囲われた領域内に供給しおよび／または排出する培養液供給／排出チャネルを備える、請求項１１記載の心毒性評価方法。
　心筋細胞の光学的計測と細胞電位計測とを同期して計測・解析することができる装置システムを用いて薬物の心毒性評価を行う方法であって、
　前記心筋細胞に対象薬物を接触させたときの光学的計測により得られた筋収縮に関連する心筋細胞の運動距離（変異量）および運動方向（角度）の各収縮インターバル間でのゆらぎ（ばらつき）と、電気生理学的計測によるFPD（ナトリウムの最初のスパイクから内向き電流極大位置までの時間）のゆらぎ（ばらつき）とを比較解析する工程を含む、心毒性評価方法。
　心筋細胞ネットワークアレイを構成することができる１ウェル単位でウェルを交換可能なウェルシステムであって、
　１つのウェルからなる１つまたは複数のユニットウェルであって、該ウェルの底面に心筋細胞の細胞電位計測用電極、細胞刺激用電極、および参照電極を含む電極アレイを備えるユニットウェルと、
　１つまたは複数の前記ユニットウェルを交換可能に装着できる１つまたは複数の区画を備えたウェルプレートとを備え、
　前記ウェルプレートの各区画は、前記電極アレイのリード線に対応して接続する接点を備え、前記各ユニットウェルが前記区画に対して交換可能に設置されうる、ウェルシステム。
　心筋細胞を収容するためのウェルならびに該ウェルの底面に細胞刺激用電極、細胞電位計測用電極、および参照電極を含む電極アレイを備えた二つ以上の心筋細胞ネットワークチップと、
　前記チップを載置するためのステージと、
　前記電極アレイを通じて前記心筋細胞に電気刺激を与え、細胞外電位を計測するための電源を含む電位計測系と、
　前記心筋細胞を光学的に観察するための光学顕微鏡、画像収収録用カメラ、および照明用光源を含む光学観察系と、
　前記電位計測データと前記光学観察データを同期して記録・解析するための制御・解析装置とを備える、心筋細胞計測装置システム。
　心毒性評価のために使用される、請求項１５記載の心筋細胞計測装置システム。
　円環状に配置した心筋細胞ネットワークの電位計測のための多電極基板であって、
(i)前記心筋細胞ネットワークと対応する円環状の電極であって、該電極の一部が欠損された円環状の電位計測用電極と、
　前記電位計測用電極の一部欠損部位に配置された局所強制刺激を与えるための刺激電極と、
　前記円環の外側近傍に配置されたノイズ除去のための参照電極とを備えるか、または
(ii)前記(i)の電位計測用電極をさらに２つ以上に分割した複数の電位計測用電極と、
　前記電位計測用電極の一部欠損部位に配置された局所強制刺激を与えるための刺激電極と、
　前記円環の外側近傍に配置されたノイズ除去のための参照電極とを備える、多電極基板。
　二次元心筋細胞シートを用いて心筋細胞ネットワークの電位を計測するための多電極基板であって、
　円環状の電極であって、該電極の一部が欠損された円環状の電位計測用電極と、
　前記円環の中心に配置された局所強制刺激を与えるための刺激電極と、
　前記電位計測用電極の一部欠損部位の外側近傍に配置されたノイズ除去のための参照電極とを備える、多電極基板。
　底面に細胞電位計測用電極、細胞刺激用電極、および参照電極を含む電極アレイを備える１ウェルからなるブロック型ユニットウェルに心筋細胞サンプルを載置するためのサンプルローダーであって、
　前記ユニットウェルの形状に対応して前記ユニットウェル上面に挿入できる外形、および漏斗状の内面を有し、底面に前記ユニットウェルの電極の形状に対応する形状の溝（開口）を有し、
　前記サンプルローダー内面に適量の前記心筋細胞サンプルを滴下することによって、前記電極上に前記心筋細胞を載置することができる、サンプルローダー。
　心筋細胞ネットワークまたは心筋細胞シートを用いて培養計測する際の心筋細胞の収縮を防ぐための微小突起が周期的に配置された心筋細胞培養計測用基板。
　微小電極ワイヤーを電極として用いることを特徴とする心毒性評価装置。