細胞電気生理センサとその製造方法
【課題】生産効率の高い細胞電気生理センサを実現することを目的とする。
【解決手段】そしてこの目的を達成するため本発明は、貫通孔１１を有する実装基板１２と、貫通孔１１の下端部に保持された、導通孔１９を有するセンサチップ９と、実装基板１２の下面上に、接着層を介して貼り合わされたテープ２０とを備え、このテープ２０には、貫通孔１１と対向する部分において、これらの貫通孔１１より内側に位置する孔が形成されているものとした。これにより本発明は、接着層の露出面積を低減でき、細胞毒性が小さく測定精度の高い細胞電気生理センサを実現できる。
【解決手段】そしてこの目的を達成するため本発明は、貫通孔１１を有する実装基板１２と、貫通孔１１の下端部に保持された、導通孔１９を有するセンサチップ９と、実装基板１２の下面上に、接着層を介して貼り合わされたテープ２０とを備え、このテープ２０には、貫通孔１１と対向する部分において、これらの貫通孔１１より内側に位置する孔が形成されているものとした。これにより本発明は、接着層の露出面積を低減でき、細胞毒性が小さく測定精度の高い細胞電気生理センサを実現できる。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は薬品スクリーニング等に用いられる細胞電気生理センサとその製造方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
図７に示すように従来の細胞電気生理センサは、複数の貫通孔１を有する実装基板２と、これらの貫通孔１の下端部にそれぞれ保持されたセンサチップ３とを備えている。そして図８に示すように、センサチップ３と実装基板２との間に接着材４を塗布し、センサチップ３を貫通孔１内に固定している。またこのセンサチップ３の上下には、図７に示すようにそれぞれ電解槽５Ａ、５Ｂが配置され、これらの電解槽５Ａ、５Ｂには電極６、７が配置されている。
【０００３】
この細胞電気生理センサは、センサチップ３の導通孔８の開口部に細胞を捕捉し、電解槽５Ａ、５Ｂ間の電位差を計測することによって、細胞が活動する際の細胞内外における電位変化、あるいは細胞の活動によって発生する物理化学的変化を測定することができる。
【０００４】
なお、上記細胞電気生理センサと類似する例を開示するものとして下記の特許文献が挙げられる。
【特許文献１】特開２００８−３９６２４号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
従来の細胞電気生理センサは、測定精度が低下することがあった。
【０００６】
その理由は、接着材４や測定する細胞の種類によっては、細胞に対する接着材４の細胞毒性が高くなるからである。
【０００７】
すなわち従来は、接着材４でセンサチップ３を貫通孔１内に固定していたため、接着材４が基板２の表面に多く露出した状態であった。したがって、接着材４が電解槽５Ａ、あるいは５Ｂ内の溶液に溶け出し、細胞の活動に影響を及ぼすことがあった。そしてその結果、細胞電気生理センサの測定精度を低下させていた。
【０００８】
そこで本発明は、測定精度の高い細胞電気生理センサを実現することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
そしてこの目的を達成するため本発明は、実装基板の下面に、接着層を介して貼り合わされたテープを備え、このテープは、実装基板の貫通孔と対向するとともに、この貫通孔より内側に位置する孔を有するものとした。
【発明の効果】
【００１０】
これにより本発明は、細胞電気生理センサの測定精度を高めることができる。
【００１１】
その理由は、テープにより接着層の露出面積を低減できるからである。
【００１２】
したがって、接着層の電解槽への溶出を低減でき、細胞毒性の低い細胞電気生理センサを実現できる。
【００１３】
そしてその結果、細胞電気生理センサの測定精度を高めることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１４】
（実施の形態１）
図１の断面図に示すように本発明の一実施の形態における細胞電気生理センサでは、下端部にそれぞれセンサチップ９が挿入された複数のガラス管１０と、これらのガラス管１０が各貫通孔１１内に挿入された実装基板１２とを備えている。すなわち本実施の形態では、センサチップ９は、貫通孔１１の下端部に保持されている。なお、貫通孔１１は実装基板１２の上面から下面までを貫いている。
【００１５】
またセンサチップ９の上方、下方にはそれぞれ電解槽１３、１４が配置され、これらの電解槽１３、１４にはそれぞれ電極１５、１６が配置されている。本実施の形態では、ガラス管１０および貫通孔１１内も、電解槽１３として用いた。
【００１６】
なお、図１の電極１５、１６は一例であり、この形状、位置に制限されない。すなわち電極１５は電解槽１３に注入される電解液と導通していればよく、電極１６は電解槽１４に注入される電解液と導通できればよく、たとえばこれらの電極１４、１５は、センサチップ９表面に直接蒸着等により形成してもよい。
【００１７】
そして図２に示すように、センサチップ９は、直径１ｍｍ程度の細胞保持板１７と、この細胞保持板１７の外周上に配置された枠体１８とを有している。また細胞保持板１７には、その上下面を貫通する導通孔１９が形成されている。細胞保持板１７は実装基板１２の上面側と下面側とを仕切る仕切り板として機能し、導通孔１９は実装基板１２の上面側と下面側とを連通し、導通させる連通路として機能する。また枠体１８を設けることで、細胞保持板１７が薄い場合も、センサチップ９全体の機械的強度を高く保つことができ、実装時のセンサチップの損傷を低減する。
【００１８】
なお、本実施の形態では、細胞保持板１７が底面となるように、枠体１８よりも下側に配置したが、このセンサチップ９の向きは上下逆でもよい。
【００１９】
また実装基板１２の下面には、接着テープ２０が貼り合わされており、この接着テープ２０の、複数の貫通孔１１とそれぞれ対向する部分には、テープ孔２１が形成されている。
【００２０】
これらのテープ孔２１は貫通孔１１の内形よりも小さく、貫通孔１１よりも内側に位置するように貼り合わされている。これにより接着テープ２０でガラス管１０を貫通孔１１内に保持し、固定することができる。
【００２１】
またこのテープ孔２１は、細胞保持板１７の外形より大きく、細胞保持板１７の下面全体は露出させている。
【００２２】
また本実施の形態では、ガラス管１０とセンサチップ９とはガラス溶着している。このガラス溶着は密着性が高く、接合強度も高いため、高精度な細胞電気生理センサを実現できる。またセンサチップ９の外周に疎水性である接着材を使わなくてもよい為、気泡の発生を低減できる。
【００２３】
そしてガラス管１０の外側面は、センサチップ９が挿入されている下端側が丸みを帯びるように湾曲し、この湾曲したガラス管１０の外側面には、接着テープ２０が接着されている。そして、この湾曲しているガラス管１０の外側面と貫通孔１１内壁の隙間２２には、接着テープ２０が入り込み、密着して接合している。
【００２４】
また本実施の形態におけるセンサチップ９は、二酸化シリコン層の上下をシリコン層で挟んだいわゆるＳＯＩ基板を用いて形成した。
【００２５】
そして本実施の形態では、このＳＯＩ基板をドライエッチング等で加工することにより、膜厚約１５μｍのシリコン層と、膜厚約２．０μｍの二酸化シリコン層とで細胞保持板１７を構成し、膜厚約４００μｍのシリコン層で枠体１８を形成したものである。
【００２６】
なお、二酸化シリコン層は絶縁性が高いため、この二酸化シリコン層を、細胞２３を密着保持させる細胞保持面２４として用いることが好ましい。これによりセンサチップ９を介するリーク電流を低減できる。
【００２７】
さらに二酸化シリコン層は親水性が高いため、この二酸化シリコン層を細胞保持面２４とすることにより、細胞２３と導通孔１９開口部との密着性が向上し、細胞電気生理センサの測定精度を向上させることができる。
【００２８】
そして本実施の形態では、導通孔１９の深さは約７．０μｍであり、この導通孔１９はドライエッチングなどによって加工できる。この導通孔１９は直径１０μｍから２０μｍの細胞２３を捕捉するには、直径が１μｍ〜５μｍ、深さが１μｍ〜１０μｍが好ましい。したがって細胞保持板１７の厚みが大きい場合は、その下面に凹部（図示せず）を形成し、膜厚を薄くしてから導通孔１９を加工すればよい。
【００２９】
そしてガラス管１０の材料としては親水性の高いホウケイ酸ガラス（コーニング；＃７０５２、＃７０５６）、アルミノケイ酸塩ガラスまたはホウケイ酸鉛ガラス（コーニング；＃８１６１）などのガラスが挙げられ、本実施の形態では、内径が１４００μｍ、外径が２０００μｍ、厚みが３７５μｍのホウケイ酸ガラスからなるガラス管１０を用いた。
【００３０】
このように本実施の形態では、親水性の高いガラス管１０でセンサチップ９外周を囲っている為、センサチップ９近傍において気泡の発生を抑制することができ、細胞電気生理センサの測定精度が向上する。
【００３１】
さらに実装基板１２は樹脂で構成しておくと成形しやすく、また組み立ても容易である。材料としてより好ましくは熱可塑性樹脂である。これにより、これらの材料は射出成型などの手段を用いることによって生産性良く、高均質な成形体を得ることができる。さらに好ましくは、これらの熱可塑性樹脂はポリカーボネート（ＰＣ）、ポリエチレン（ＰＥ）、オレフィンポリマー、ポリメタクリル酸メチルアセテート（ＰＭＭＡ）のいずれか、またはこれらの組み合わせである。さらに好ましくは、これらの熱可塑性樹脂として、環状オレフィンポリマー、線状オレフィンポリマー、またはこれらが重合した環状オレフィンコポリマー、またはポリエチレン（ＰＥ）とすることが作業性、製造コストおよび材料の入手性の観点から好ましい。
【００３２】
特に、環状オレフィンコポリマーは透明性、アルカリ・酸などの無機系薬剤に対する耐性が強く、本発明の製造方法もしくは使用環境に適している。
【００３３】
なお、本実施の形態のように、センサチップ９を実装基板１２に実装する方法は、実装基板１２全体をシリコン基板で形成し、実装基板１２に導通孔１９を直接形成した場合と比較してコストも下がり、歩留まりも向上するとともに、一部に不良の導通孔１９が存在した場合においてリペア性を有する。
【００３４】
また本実施の形態では、テープとして予めテープの基材と接着層とが一体となった接着テープ２０（スリーエム社製 ポリオレフィンマイクロシーリングテープ９７９３）を用いた。この接着テープ２０の基材はポリオレフィン系樹脂からなり、接着層として、接合面に粘着材が塗布されており、実装基板１２の材料であるポリカーボネート系樹脂と良好な密着性を示した。
【００３５】
なお、テープは接着層と一体でなくてもよく、その場合は、テープの接合面に接着材を塗布し、接着層を形成してから実装基板１２に貼り合わせるか、あるいは実装基板１２の下面に接着材を塗布し、接着層を形成してからこの接着層の表面を覆うようにテープを貼り合わせればよい。また接着層は、硬化させない粘着性の材料で形成してもよく、硬化性の材料で形成してもよい。いずれの場合も、本実施の形態では、テープは電解液や薬液等と接触するため、水溶液、有機溶媒に溶けにくく、粘着材成分の溶出が少ないものが好ましい。また組み立て後の滅菌処理における変質を抑えるため、放射線やエチレンオキサイドガスに対する耐性の高い素材が好ましい。
【００３６】
また接着テープ２０の表面（電解槽１４へ露出する面）は、表面積を増加させるために凹凸を設けるか、あるいはＯ２を用いたアッシング、あるいはＵＶ処理などによる親水性処理を施すことにより、親水性を高めることが好ましい。これにより、接着テープ２０表面に発生する気泡を低減することができ、細胞電気生理センサの測定精度を高めることができる。
【００３７】
次に本実施の形態における細胞電気生理センサを用いて細胞の電気生理活動を測定する方法について述べる。
【００３８】
まず図１に示す上方の電解槽１３内に細胞外液、下方の電解槽１４内に細胞内液を、気泡が入らないよう充填し、細胞外液、細胞内液にそれぞれ電極１５、１６を接触させる。
【００３９】
ここで細胞外液とはたとえば哺乳類筋細胞の場合、代表的にはＫ+イオンが１５５ｍＭ、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であり、細胞内液とは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である。
【００４０】
この状態において電極１５、１６の間で１００ｋΩ〜１０ＭΩ程度の導通抵抗値を測定することができる。これは細胞外液あるいは細胞内液が導通孔１９に浸透し、２つの電極１５、１６が細胞外液と細胞内液とを介して導通するからである。
【００４１】
次に上方の電解槽１３の上側から細胞を投入し、圧力伝達チューブにより減圧を行うと、図２に示すように、細胞２３は導通孔１９に引き付けられ、導通孔１９の開口部を塞ぎ、上下の電解槽（図１の１３、１４）間の電気抵抗が十分に高い１ＧΩ以上の状態となる。この状態において細胞２３の電気生理活動によって細胞内外の電位が変化した場合には、わずかな電位差あるいは電流であっても測定が可能となる。ここでこの測定時においては、図１の電解槽１３、１４間において、細胞２３を介さない電気的パスを極力減らすことが、測定精度の向上に寄与する。
【００４２】
以下に本実施の形態の細胞電気生理センサ用デバイスの製造方法を説明する。
【００４３】
まずセンサチップ９を図２に示すガラス管１０内へ挿入し、次にガラス管１０の外方からガラス管１０の下端部側面に向け、ガラス管１０の水平断面とほぼ平行に燃焼炎を勢いよく噴出させる。なおこの時の加熱温度は２００℃〜１５００℃程度が好ましい。
【００４４】
ここで本実施の形態では、強力な集中炎を噴出するため、バーナーを用いた。したがってこの炎の勢い（風圧）で、炎が直に接触するガラス管１０の下端を局所的に内側（センサチップ９側）へと湾曲するように溶融できる。これにより、ガラス管１０の内径がセンサチップ９外径よりも大きい場合も、ガラス管１０とセンサチップ９とを密着して接合することができる。
【００４５】
なお、本実施の形態では、センサチップ９とガラス管１０との隙間が０．０５ｍｍから０．４ｍｍ程度であればセンサチップ９とガラス管１０とを容易に密着接合することができた。このように、ガラス管１０とセンサチップ９との間に隙間があれば、センサチップ９を挿入しやすく、挿入時にセンサチップ９が損傷するのを抑制できるとともに、センサチップ９への応力負荷を低減することができる。
【００４６】
そしてガラス管１０とセンサチップ９とは回転させながら溶着することによって、容易かつ均一にセンサチップ９を３６０°溶着することができる。
【００４７】
なお、本実施の形態では、センサチップ９の枠体１８およびガラス管１０は共に円筒型としたため、加熱時の均熱性が高く、均一な溶着が可能である。
【００４８】
その後センサチップ９とガラス管１０との一体物を実装基板１２の貫通孔１１に挿入する。
【００４９】
次に図３に示すように、テープ孔２１のあいた接着テープ２０を実装基板１２の表面（図１の下面）に貼り合わせる。この時、例えば加熱しながら貼り合わせると、接着テープ２０の接着層（粘着材）が軟化し、実装基板１２やガラス管１０表面の凹凸に合わせて密着して貼り合わせることができる。またローラ等で押圧しながら貼り合わせれば、接合界面の気泡を低減することができ、密着性が増す。
【００５０】
また接着テープ２０にはアライメント用の穴（溝）を設けておけば、位置決めを高精度に行うことが出来る。
【００５１】
なお、ガラス管１０は実装基板１２表面（図１の下面）よりも突出させておくことにより、接着テープ２０が貼りやすくなり、密着性が高まる。そしてその結果、液漏れやリーク電流を抑えることができる。なおガラス管１０を用いない場合は、センサチップ９を実装基板１２の表面（下面）よりも突出させておけばよい。
【００５２】
また図２に示すように、接着テープ２０を貼り合わす工程では、実装基板１２の上面側から吸引し、減圧することによって、接着テープ２０を実装基板１２により密着させることができる。すなわち、実装基板１２の上面側から吸引すると、ガラス管１０の外側面と貫通孔１１内壁との僅かな隙間も吸引されるため、内側に湾曲したガラス管１０の外側面と貫通孔１１内壁との隙間２２に接着テープ２０が入り込み、より強力にガラス管１０を貫通孔１１内に保持し、固定することができる。
【００５３】
本実施の形態における効果を以下に説明する。
【００５４】
本実施の形態では、細胞電気生理センサの測定精度を高めることができる。
【００５５】
その理由は、接着テープ２０により接着層の露出面積を低減できるからである。
【００５６】
すなわち本実施の形態では、接着層の表層はテープの基材で覆われているため、接着層が電解槽１４に露出する面積を極めて小さくすることができる。
【００５７】
したがって、接着層の電解槽１３、１４への溶出を低減でき、細胞毒性の低い細胞電気生理センサを実現できる。
【００５８】
そしてその結果、細胞電気生理センサの測定精度を高めることができる。
【００５９】
さらに接着層がテープの基材で覆われているため、接着層からの脱ガスを低減できる。
【００６０】
したがって、この脱ガスに起因するセンサチップ９表面の疎水化を抑制し、気泡の発生を抑えることができる。なお、導通孔１９の近傍に気泡が発生すると、細胞の吸引や捕捉が阻害されたり、細胞保持板１７の上下面の導通が図れなくなったりするなど、測定が出来なくなる場合がある。したがって本実施の形態では、気泡の発生を低減することで、細胞電気生理センサの測定精度向上に寄与する。
【００６１】
また従来は、接着材を塗布することでセンサチップ９を貫通孔１１内に固定していたため、接着材は高い流動性を一定に保つように管理する必要があったが、接着テープ２０は接着層の流動性が低くてよいため、工程管理が簡易である。
【００６２】
また本実施の形態では、生産効率の高い細胞電気生理センサを実現することができる。
【００６３】
その理由は、接着テープ２０により複数のセンサチップ９を一度に固定することができるからである。
【００６４】
すなわち従来は、センサチップ一つずつに接着材を塗布し、固定していたため、作業時間に時間がかかり、細胞電気生理センサの生産効率が低下することがあった。
【００６５】
これに対し本実施の形態では、センサチップ９を多数実装したマルチプレートにおいても、一度にセンサチップ９を実装基板１２に固定することができ、固定にかかる作業時間を短縮することができる。
【００６６】
また接着テープ２０の接着層は、硬化させなくても、テープの基材によってセンサチップ９を保持することができるため、さらに製造時間が短縮される。そしてその結果、生産効率の高い細胞電気生理センサを実現することができる。
【００６７】
また本実施の形態では、図２に示すように、ガラス管１０の下端部を内側へ湾曲させているため、ガラス管１０の外側面と貫通孔１１内壁との隙間２２にも接着テープ２０が入り込み、ガラス管１０の外側面も接着テープ２０で保持することができる。したがって、ガラス管１０の先端面のみに接着テープ２０を貼り合わせる場合と比較して、接着面積が大きくなり、接合強度が高まる。また接着面積が大きくなるため、テープ孔２１の位置決めが僅かにずれた場合も、高確率でガラス管１０に接着テープ２０を貼り合わすことができる。
【００６８】
また本実施の形態では、テープ孔２１はセンサチップ９の細胞保持板１７の外形よりも大きくし、ガラス管１０の外形よりも小さくすることで、センサチップ９を接着テープ２０で貫通孔１１内に固定している。このように固定すれば、細胞保持板１７全体は電解槽（図１の１４）に露出する。ここでテープ孔２１の内周には、接着テープ２０の厚み分だけ段差ができ、この段差部分が気泡を発生させる原因になる場合もあるが、細胞保持板１７には接着テープ２０を貼り合わせないことで、テープ孔２１による段差部分を導通孔１９からできるだけ遠ざけることができ、気泡の発生を低減することができる。
【００６９】
また本実施の形態では、いわゆるＳＯＩ基板を用いているため、二酸化シリコン層の厚みを容易に大きくすることができ、センサチップ９における浮遊容量の低減に顕著な効果がある。なお本実施の形態では、二酸化シリコン層によって浮遊容量を１０ｐＦ以下に減らすことができ、高精度な細胞電気生理センサを実現できた。
【００７０】
また本実施の形態では、管としてシリコンより一般に安価なガラスを用いた。したがって、ガラス管１０のサイズを大きくすることができ、センサチップ９のみを実装基板１２にはめ込むよりも作業性が向上する。
【００７１】
さらにガラス管１０の厚みを大きくする、あるいは本実施の形態のように外側面を湾曲させることにより、接着テープ２０による接着面積が大きくなり、貼り合わせも容易で接合強度も高まる。
【００７２】
またガラスはセンサチップ９の主な組成であるシリコンよりも軟化点が低いため、加熱温度を制御すれば、センサチップ９とガラス管１０との一体化物であっても、ガラス管１０のみを軟化させて湾曲させることができる。
【００７３】
なお、本実施の形態では、ガラス管１０を用いたが、例えば樹脂などで形成してもよい。この場合も、一般に樹脂はシリコンより軟化点が低いため、管のみの先端を湾曲させることができ、管とセンサチップ９とを溶着させることができる。
【００７４】
また本実施の形態では、センサチップ９はＳＯＩ基板を用いて形成したが、例えば単結晶シリコン、ガラス、水晶等で形成してもよい。
【００７５】
（実施の形態２）
本実施の形態と実施の形態１との主な違いは、図４に示すように、センサチップ９の外周にガラス管１０を配置していない点である。
【００７６】
すなわち本実施の形態では、貫通孔１１の下端部に直接センサチップ９を挿入している。
【００７７】
したがって本実施の形態では、テープ孔２１は、センサチップ９の細胞保持板１７の外形よりも小さくなるように加工し、接着テープ２０で直接細胞保持板１７の下面を保持し、センサチップ９を貫通孔１１内に固定している。
【００７８】
本実施の形態においても、複数のセンサチップ９を一度に保持し、固定することができ、生産効率の高い細胞電気生理センサを実現することができる。
【００７９】
なお、本実施の形態では、微小なセンサチップ９を接着テープ２０で保持するため、細胞保持板１７が底面となるよう、すなわち細胞保持板１７が枠体１８より下方にくるように配置することが好ましい。枠体１８よりも細胞保持板１７の方が、接着テープ２０と接合できる面積が大きいため、接合強度が高まるとともに、テープ孔２１の位置合わせも容易となる。
【００８０】
その他実施の形態１と同様の構成および効果については説明を省略する。
【００８１】
（実施の形態３）
本実施の形態では、図５に示すように、小さな接着テープ２０を複数個用い、これらの接着テープ２０を貫通孔１１毎に配置している。これらの接着テープ２０には、図６に示すように、それぞれ一つずつテープ孔２１が設けられ、このテープ孔２１と貫通孔１１とがそれぞれ対向するように貼り合わされる。
【００８２】
本実施の形態でも、接着層の露出面積を低減でき、細胞毒性が低く、測定精度の高い細胞電気生理センサを実現できる。
【００８３】
なお、本実施の形態では、実施の形態１および２と異なり、複数のセンサチップ９をそれぞれの貫通孔１１内部に一括して固定することができないが、個別に固定する為、貫通孔１１とテープ孔２１との位置合わせは容易になる。また接着テープ２０の面積が小さいため、実装基板１２と貼り合わせる時に、気泡が入り込まないように密着して貼り合わせることが容易である。
【００８４】
その他実施の形態１と同様の構成および効果については説明を省略する。
【産業上の利用可能性】
【００８５】
本発明によれば、種々の細胞を用いても細胞毒性を抑えることができ、測定精度の高い細胞電気生理センサを実現できる。
【図面の簡単な説明】
【００８６】
【図１】本発明の実施の形態１における細胞電気生理センサの断面図
【図２】図１の要部拡大断面図
【図３】本発明の実施の形態１における細胞電気生理センサの製造工程を示す図
【図４】本発明の実施の形態２における細胞電気生理センサの断面図
【図５】本発明の実施の形態３における細胞電気生理センサの断面図
【図６】同細胞電気生理センサの製造工程を示す図
【図７】従来の細胞電気生理センサの断面図
【図８】従来の細胞電気生理センサの要部拡大断面図
【符号の説明】
【００８７】
９ センサチップ
１０ ガラス管（管）
１１ 貫通孔
１２ 実装基板
１３ 電解槽
１４ 電解槽
１５ 電極
１６ 電極
１７ 細胞保持板
１８ 枠体
１９ 導通孔
２０ 接着テープ（テープ）
２１ テープ孔（孔）
２２ 隙間
２３ 細胞
２４ 細胞保持面
【技術分野】
【０００１】
本発明は薬品スクリーニング等に用いられる細胞電気生理センサとその製造方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
図７に示すように従来の細胞電気生理センサは、複数の貫通孔１を有する実装基板２と、これらの貫通孔１の下端部にそれぞれ保持されたセンサチップ３とを備えている。そして図８に示すように、センサチップ３と実装基板２との間に接着材４を塗布し、センサチップ３を貫通孔１内に固定している。またこのセンサチップ３の上下には、図７に示すようにそれぞれ電解槽５Ａ、５Ｂが配置され、これらの電解槽５Ａ、５Ｂには電極６、７が配置されている。
【０００３】
この細胞電気生理センサは、センサチップ３の導通孔８の開口部に細胞を捕捉し、電解槽５Ａ、５Ｂ間の電位差を計測することによって、細胞が活動する際の細胞内外における電位変化、あるいは細胞の活動によって発生する物理化学的変化を測定することができる。
【０００４】
なお、上記細胞電気生理センサと類似する例を開示するものとして下記の特許文献が挙げられる。
【特許文献１】特開２００８−３９６２４号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
従来の細胞電気生理センサは、測定精度が低下することがあった。
【０００６】
その理由は、接着材４や測定する細胞の種類によっては、細胞に対する接着材４の細胞毒性が高くなるからである。
【０００７】
すなわち従来は、接着材４でセンサチップ３を貫通孔１内に固定していたため、接着材４が基板２の表面に多く露出した状態であった。したがって、接着材４が電解槽５Ａ、あるいは５Ｂ内の溶液に溶け出し、細胞の活動に影響を及ぼすことがあった。そしてその結果、細胞電気生理センサの測定精度を低下させていた。
【０００８】
そこで本発明は、測定精度の高い細胞電気生理センサを実現することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
そしてこの目的を達成するため本発明は、実装基板の下面に、接着層を介して貼り合わされたテープを備え、このテープは、実装基板の貫通孔と対向するとともに、この貫通孔より内側に位置する孔を有するものとした。
【発明の効果】
【００１０】
これにより本発明は、細胞電気生理センサの測定精度を高めることができる。
【００１１】
その理由は、テープにより接着層の露出面積を低減できるからである。
【００１２】
したがって、接着層の電解槽への溶出を低減でき、細胞毒性の低い細胞電気生理センサを実現できる。
【００１３】
そしてその結果、細胞電気生理センサの測定精度を高めることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１４】
（実施の形態１）
図１の断面図に示すように本発明の一実施の形態における細胞電気生理センサでは、下端部にそれぞれセンサチップ９が挿入された複数のガラス管１０と、これらのガラス管１０が各貫通孔１１内に挿入された実装基板１２とを備えている。すなわち本実施の形態では、センサチップ９は、貫通孔１１の下端部に保持されている。なお、貫通孔１１は実装基板１２の上面から下面までを貫いている。
【００１５】
またセンサチップ９の上方、下方にはそれぞれ電解槽１３、１４が配置され、これらの電解槽１３、１４にはそれぞれ電極１５、１６が配置されている。本実施の形態では、ガラス管１０および貫通孔１１内も、電解槽１３として用いた。
【００１６】
なお、図１の電極１５、１６は一例であり、この形状、位置に制限されない。すなわち電極１５は電解槽１３に注入される電解液と導通していればよく、電極１６は電解槽１４に注入される電解液と導通できればよく、たとえばこれらの電極１４、１５は、センサチップ９表面に直接蒸着等により形成してもよい。
【００１７】
そして図２に示すように、センサチップ９は、直径１ｍｍ程度の細胞保持板１７と、この細胞保持板１７の外周上に配置された枠体１８とを有している。また細胞保持板１７には、その上下面を貫通する導通孔１９が形成されている。細胞保持板１７は実装基板１２の上面側と下面側とを仕切る仕切り板として機能し、導通孔１９は実装基板１２の上面側と下面側とを連通し、導通させる連通路として機能する。また枠体１８を設けることで、細胞保持板１７が薄い場合も、センサチップ９全体の機械的強度を高く保つことができ、実装時のセンサチップの損傷を低減する。
【００１８】
なお、本実施の形態では、細胞保持板１７が底面となるように、枠体１８よりも下側に配置したが、このセンサチップ９の向きは上下逆でもよい。
【００１９】
また実装基板１２の下面には、接着テープ２０が貼り合わされており、この接着テープ２０の、複数の貫通孔１１とそれぞれ対向する部分には、テープ孔２１が形成されている。
【００２０】
これらのテープ孔２１は貫通孔１１の内形よりも小さく、貫通孔１１よりも内側に位置するように貼り合わされている。これにより接着テープ２０でガラス管１０を貫通孔１１内に保持し、固定することができる。
【００２１】
またこのテープ孔２１は、細胞保持板１７の外形より大きく、細胞保持板１７の下面全体は露出させている。
【００２２】
また本実施の形態では、ガラス管１０とセンサチップ９とはガラス溶着している。このガラス溶着は密着性が高く、接合強度も高いため、高精度な細胞電気生理センサを実現できる。またセンサチップ９の外周に疎水性である接着材を使わなくてもよい為、気泡の発生を低減できる。
【００２３】
そしてガラス管１０の外側面は、センサチップ９が挿入されている下端側が丸みを帯びるように湾曲し、この湾曲したガラス管１０の外側面には、接着テープ２０が接着されている。そして、この湾曲しているガラス管１０の外側面と貫通孔１１内壁の隙間２２には、接着テープ２０が入り込み、密着して接合している。
【００２４】
また本実施の形態におけるセンサチップ９は、二酸化シリコン層の上下をシリコン層で挟んだいわゆるＳＯＩ基板を用いて形成した。
【００２５】
そして本実施の形態では、このＳＯＩ基板をドライエッチング等で加工することにより、膜厚約１５μｍのシリコン層と、膜厚約２．０μｍの二酸化シリコン層とで細胞保持板１７を構成し、膜厚約４００μｍのシリコン層で枠体１８を形成したものである。
【００２６】
なお、二酸化シリコン層は絶縁性が高いため、この二酸化シリコン層を、細胞２３を密着保持させる細胞保持面２４として用いることが好ましい。これによりセンサチップ９を介するリーク電流を低減できる。
【００２７】
さらに二酸化シリコン層は親水性が高いため、この二酸化シリコン層を細胞保持面２４とすることにより、細胞２３と導通孔１９開口部との密着性が向上し、細胞電気生理センサの測定精度を向上させることができる。
【００２８】
そして本実施の形態では、導通孔１９の深さは約７．０μｍであり、この導通孔１９はドライエッチングなどによって加工できる。この導通孔１９は直径１０μｍから２０μｍの細胞２３を捕捉するには、直径が１μｍ〜５μｍ、深さが１μｍ〜１０μｍが好ましい。したがって細胞保持板１７の厚みが大きい場合は、その下面に凹部（図示せず）を形成し、膜厚を薄くしてから導通孔１９を加工すればよい。
【００２９】
そしてガラス管１０の材料としては親水性の高いホウケイ酸ガラス（コーニング；＃７０５２、＃７０５６）、アルミノケイ酸塩ガラスまたはホウケイ酸鉛ガラス（コーニング；＃８１６１）などのガラスが挙げられ、本実施の形態では、内径が１４００μｍ、外径が２０００μｍ、厚みが３７５μｍのホウケイ酸ガラスからなるガラス管１０を用いた。
【００３０】
このように本実施の形態では、親水性の高いガラス管１０でセンサチップ９外周を囲っている為、センサチップ９近傍において気泡の発生を抑制することができ、細胞電気生理センサの測定精度が向上する。
【００３１】
さらに実装基板１２は樹脂で構成しておくと成形しやすく、また組み立ても容易である。材料としてより好ましくは熱可塑性樹脂である。これにより、これらの材料は射出成型などの手段を用いることによって生産性良く、高均質な成形体を得ることができる。さらに好ましくは、これらの熱可塑性樹脂はポリカーボネート（ＰＣ）、ポリエチレン（ＰＥ）、オレフィンポリマー、ポリメタクリル酸メチルアセテート（ＰＭＭＡ）のいずれか、またはこれらの組み合わせである。さらに好ましくは、これらの熱可塑性樹脂として、環状オレフィンポリマー、線状オレフィンポリマー、またはこれらが重合した環状オレフィンコポリマー、またはポリエチレン（ＰＥ）とすることが作業性、製造コストおよび材料の入手性の観点から好ましい。
【００３２】
特に、環状オレフィンコポリマーは透明性、アルカリ・酸などの無機系薬剤に対する耐性が強く、本発明の製造方法もしくは使用環境に適している。
【００３３】
なお、本実施の形態のように、センサチップ９を実装基板１２に実装する方法は、実装基板１２全体をシリコン基板で形成し、実装基板１２に導通孔１９を直接形成した場合と比較してコストも下がり、歩留まりも向上するとともに、一部に不良の導通孔１９が存在した場合においてリペア性を有する。
【００３４】
また本実施の形態では、テープとして予めテープの基材と接着層とが一体となった接着テープ２０（スリーエム社製 ポリオレフィンマイクロシーリングテープ９７９３）を用いた。この接着テープ２０の基材はポリオレフィン系樹脂からなり、接着層として、接合面に粘着材が塗布されており、実装基板１２の材料であるポリカーボネート系樹脂と良好な密着性を示した。
【００３５】
なお、テープは接着層と一体でなくてもよく、その場合は、テープの接合面に接着材を塗布し、接着層を形成してから実装基板１２に貼り合わせるか、あるいは実装基板１２の下面に接着材を塗布し、接着層を形成してからこの接着層の表面を覆うようにテープを貼り合わせればよい。また接着層は、硬化させない粘着性の材料で形成してもよく、硬化性の材料で形成してもよい。いずれの場合も、本実施の形態では、テープは電解液や薬液等と接触するため、水溶液、有機溶媒に溶けにくく、粘着材成分の溶出が少ないものが好ましい。また組み立て後の滅菌処理における変質を抑えるため、放射線やエチレンオキサイドガスに対する耐性の高い素材が好ましい。
【００３６】
また接着テープ２０の表面（電解槽１４へ露出する面）は、表面積を増加させるために凹凸を設けるか、あるいはＯ２を用いたアッシング、あるいはＵＶ処理などによる親水性処理を施すことにより、親水性を高めることが好ましい。これにより、接着テープ２０表面に発生する気泡を低減することができ、細胞電気生理センサの測定精度を高めることができる。
【００３７】
次に本実施の形態における細胞電気生理センサを用いて細胞の電気生理活動を測定する方法について述べる。
【００３８】
まず図１に示す上方の電解槽１３内に細胞外液、下方の電解槽１４内に細胞内液を、気泡が入らないよう充填し、細胞外液、細胞内液にそれぞれ電極１５、１６を接触させる。
【００３９】
ここで細胞外液とはたとえば哺乳類筋細胞の場合、代表的にはＫ+イオンが１５５ｍＭ、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であり、細胞内液とは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である。
【００４０】
この状態において電極１５、１６の間で１００ｋΩ〜１０ＭΩ程度の導通抵抗値を測定することができる。これは細胞外液あるいは細胞内液が導通孔１９に浸透し、２つの電極１５、１６が細胞外液と細胞内液とを介して導通するからである。
【００４１】
次に上方の電解槽１３の上側から細胞を投入し、圧力伝達チューブにより減圧を行うと、図２に示すように、細胞２３は導通孔１９に引き付けられ、導通孔１９の開口部を塞ぎ、上下の電解槽（図１の１３、１４）間の電気抵抗が十分に高い１ＧΩ以上の状態となる。この状態において細胞２３の電気生理活動によって細胞内外の電位が変化した場合には、わずかな電位差あるいは電流であっても測定が可能となる。ここでこの測定時においては、図１の電解槽１３、１４間において、細胞２３を介さない電気的パスを極力減らすことが、測定精度の向上に寄与する。
【００４２】
以下に本実施の形態の細胞電気生理センサ用デバイスの製造方法を説明する。
【００４３】
まずセンサチップ９を図２に示すガラス管１０内へ挿入し、次にガラス管１０の外方からガラス管１０の下端部側面に向け、ガラス管１０の水平断面とほぼ平行に燃焼炎を勢いよく噴出させる。なおこの時の加熱温度は２００℃〜１５００℃程度が好ましい。
【００４４】
ここで本実施の形態では、強力な集中炎を噴出するため、バーナーを用いた。したがってこの炎の勢い（風圧）で、炎が直に接触するガラス管１０の下端を局所的に内側（センサチップ９側）へと湾曲するように溶融できる。これにより、ガラス管１０の内径がセンサチップ９外径よりも大きい場合も、ガラス管１０とセンサチップ９とを密着して接合することができる。
【００４５】
なお、本実施の形態では、センサチップ９とガラス管１０との隙間が０．０５ｍｍから０．４ｍｍ程度であればセンサチップ９とガラス管１０とを容易に密着接合することができた。このように、ガラス管１０とセンサチップ９との間に隙間があれば、センサチップ９を挿入しやすく、挿入時にセンサチップ９が損傷するのを抑制できるとともに、センサチップ９への応力負荷を低減することができる。
【００４６】
そしてガラス管１０とセンサチップ９とは回転させながら溶着することによって、容易かつ均一にセンサチップ９を３６０°溶着することができる。
【００４７】
なお、本実施の形態では、センサチップ９の枠体１８およびガラス管１０は共に円筒型としたため、加熱時の均熱性が高く、均一な溶着が可能である。
【００４８】
その後センサチップ９とガラス管１０との一体物を実装基板１２の貫通孔１１に挿入する。
【００４９】
次に図３に示すように、テープ孔２１のあいた接着テープ２０を実装基板１２の表面（図１の下面）に貼り合わせる。この時、例えば加熱しながら貼り合わせると、接着テープ２０の接着層（粘着材）が軟化し、実装基板１２やガラス管１０表面の凹凸に合わせて密着して貼り合わせることができる。またローラ等で押圧しながら貼り合わせれば、接合界面の気泡を低減することができ、密着性が増す。
【００５０】
また接着テープ２０にはアライメント用の穴（溝）を設けておけば、位置決めを高精度に行うことが出来る。
【００５１】
なお、ガラス管１０は実装基板１２表面（図１の下面）よりも突出させておくことにより、接着テープ２０が貼りやすくなり、密着性が高まる。そしてその結果、液漏れやリーク電流を抑えることができる。なおガラス管１０を用いない場合は、センサチップ９を実装基板１２の表面（下面）よりも突出させておけばよい。
【００５２】
また図２に示すように、接着テープ２０を貼り合わす工程では、実装基板１２の上面側から吸引し、減圧することによって、接着テープ２０を実装基板１２により密着させることができる。すなわち、実装基板１２の上面側から吸引すると、ガラス管１０の外側面と貫通孔１１内壁との僅かな隙間も吸引されるため、内側に湾曲したガラス管１０の外側面と貫通孔１１内壁との隙間２２に接着テープ２０が入り込み、より強力にガラス管１０を貫通孔１１内に保持し、固定することができる。
【００５３】
本実施の形態における効果を以下に説明する。
【００５４】
本実施の形態では、細胞電気生理センサの測定精度を高めることができる。
【００５５】
その理由は、接着テープ２０により接着層の露出面積を低減できるからである。
【００５６】
すなわち本実施の形態では、接着層の表層はテープの基材で覆われているため、接着層が電解槽１４に露出する面積を極めて小さくすることができる。
【００５７】
したがって、接着層の電解槽１３、１４への溶出を低減でき、細胞毒性の低い細胞電気生理センサを実現できる。
【００５８】
そしてその結果、細胞電気生理センサの測定精度を高めることができる。
【００５９】
さらに接着層がテープの基材で覆われているため、接着層からの脱ガスを低減できる。
【００６０】
したがって、この脱ガスに起因するセンサチップ９表面の疎水化を抑制し、気泡の発生を抑えることができる。なお、導通孔１９の近傍に気泡が発生すると、細胞の吸引や捕捉が阻害されたり、細胞保持板１７の上下面の導通が図れなくなったりするなど、測定が出来なくなる場合がある。したがって本実施の形態では、気泡の発生を低減することで、細胞電気生理センサの測定精度向上に寄与する。
【００６１】
また従来は、接着材を塗布することでセンサチップ９を貫通孔１１内に固定していたため、接着材は高い流動性を一定に保つように管理する必要があったが、接着テープ２０は接着層の流動性が低くてよいため、工程管理が簡易である。
【００６２】
また本実施の形態では、生産効率の高い細胞電気生理センサを実現することができる。
【００６３】
その理由は、接着テープ２０により複数のセンサチップ９を一度に固定することができるからである。
【００６４】
すなわち従来は、センサチップ一つずつに接着材を塗布し、固定していたため、作業時間に時間がかかり、細胞電気生理センサの生産効率が低下することがあった。
【００６５】
これに対し本実施の形態では、センサチップ９を多数実装したマルチプレートにおいても、一度にセンサチップ９を実装基板１２に固定することができ、固定にかかる作業時間を短縮することができる。
【００６６】
また接着テープ２０の接着層は、硬化させなくても、テープの基材によってセンサチップ９を保持することができるため、さらに製造時間が短縮される。そしてその結果、生産効率の高い細胞電気生理センサを実現することができる。
【００６７】
また本実施の形態では、図２に示すように、ガラス管１０の下端部を内側へ湾曲させているため、ガラス管１０の外側面と貫通孔１１内壁との隙間２２にも接着テープ２０が入り込み、ガラス管１０の外側面も接着テープ２０で保持することができる。したがって、ガラス管１０の先端面のみに接着テープ２０を貼り合わせる場合と比較して、接着面積が大きくなり、接合強度が高まる。また接着面積が大きくなるため、テープ孔２１の位置決めが僅かにずれた場合も、高確率でガラス管１０に接着テープ２０を貼り合わすことができる。
【００６８】
また本実施の形態では、テープ孔２１はセンサチップ９の細胞保持板１７の外形よりも大きくし、ガラス管１０の外形よりも小さくすることで、センサチップ９を接着テープ２０で貫通孔１１内に固定している。このように固定すれば、細胞保持板１７全体は電解槽（図１の１４）に露出する。ここでテープ孔２１の内周には、接着テープ２０の厚み分だけ段差ができ、この段差部分が気泡を発生させる原因になる場合もあるが、細胞保持板１７には接着テープ２０を貼り合わせないことで、テープ孔２１による段差部分を導通孔１９からできるだけ遠ざけることができ、気泡の発生を低減することができる。
【００６９】
また本実施の形態では、いわゆるＳＯＩ基板を用いているため、二酸化シリコン層の厚みを容易に大きくすることができ、センサチップ９における浮遊容量の低減に顕著な効果がある。なお本実施の形態では、二酸化シリコン層によって浮遊容量を１０ｐＦ以下に減らすことができ、高精度な細胞電気生理センサを実現できた。
【００７０】
また本実施の形態では、管としてシリコンより一般に安価なガラスを用いた。したがって、ガラス管１０のサイズを大きくすることができ、センサチップ９のみを実装基板１２にはめ込むよりも作業性が向上する。
【００７１】
さらにガラス管１０の厚みを大きくする、あるいは本実施の形態のように外側面を湾曲させることにより、接着テープ２０による接着面積が大きくなり、貼り合わせも容易で接合強度も高まる。
【００７２】
またガラスはセンサチップ９の主な組成であるシリコンよりも軟化点が低いため、加熱温度を制御すれば、センサチップ９とガラス管１０との一体化物であっても、ガラス管１０のみを軟化させて湾曲させることができる。
【００７３】
なお、本実施の形態では、ガラス管１０を用いたが、例えば樹脂などで形成してもよい。この場合も、一般に樹脂はシリコンより軟化点が低いため、管のみの先端を湾曲させることができ、管とセンサチップ９とを溶着させることができる。
【００７４】
また本実施の形態では、センサチップ９はＳＯＩ基板を用いて形成したが、例えば単結晶シリコン、ガラス、水晶等で形成してもよい。
【００７５】
（実施の形態２）
本実施の形態と実施の形態１との主な違いは、図４に示すように、センサチップ９の外周にガラス管１０を配置していない点である。
【００７６】
すなわち本実施の形態では、貫通孔１１の下端部に直接センサチップ９を挿入している。
【００７７】
したがって本実施の形態では、テープ孔２１は、センサチップ９の細胞保持板１７の外形よりも小さくなるように加工し、接着テープ２０で直接細胞保持板１７の下面を保持し、センサチップ９を貫通孔１１内に固定している。
【００７８】
本実施の形態においても、複数のセンサチップ９を一度に保持し、固定することができ、生産効率の高い細胞電気生理センサを実現することができる。
【００７９】
なお、本実施の形態では、微小なセンサチップ９を接着テープ２０で保持するため、細胞保持板１７が底面となるよう、すなわち細胞保持板１７が枠体１８より下方にくるように配置することが好ましい。枠体１８よりも細胞保持板１７の方が、接着テープ２０と接合できる面積が大きいため、接合強度が高まるとともに、テープ孔２１の位置合わせも容易となる。
【００８０】
その他実施の形態１と同様の構成および効果については説明を省略する。
【００８１】
（実施の形態３）
本実施の形態では、図５に示すように、小さな接着テープ２０を複数個用い、これらの接着テープ２０を貫通孔１１毎に配置している。これらの接着テープ２０には、図６に示すように、それぞれ一つずつテープ孔２１が設けられ、このテープ孔２１と貫通孔１１とがそれぞれ対向するように貼り合わされる。
【００８２】
本実施の形態でも、接着層の露出面積を低減でき、細胞毒性が低く、測定精度の高い細胞電気生理センサを実現できる。
【００８３】
なお、本実施の形態では、実施の形態１および２と異なり、複数のセンサチップ９をそれぞれの貫通孔１１内部に一括して固定することができないが、個別に固定する為、貫通孔１１とテープ孔２１との位置合わせは容易になる。また接着テープ２０の面積が小さいため、実装基板１２と貼り合わせる時に、気泡が入り込まないように密着して貼り合わせることが容易である。
【００８４】
その他実施の形態１と同様の構成および効果については説明を省略する。
【産業上の利用可能性】
【００８５】
本発明によれば、種々の細胞を用いても細胞毒性を抑えることができ、測定精度の高い細胞電気生理センサを実現できる。
【図面の簡単な説明】
【００８６】
【図１】本発明の実施の形態１における細胞電気生理センサの断面図
【図２】図１の要部拡大断面図
【図３】本発明の実施の形態１における細胞電気生理センサの製造工程を示す図
【図４】本発明の実施の形態２における細胞電気生理センサの断面図
【図５】本発明の実施の形態３における細胞電気生理センサの断面図
【図６】同細胞電気生理センサの製造工程を示す図
【図７】従来の細胞電気生理センサの断面図
【図８】従来の細胞電気生理センサの要部拡大断面図
【符号の説明】
【００８７】
９ センサチップ
１０ ガラス管（管）
１１ 貫通孔
１２ 実装基板
１３ 電解槽
１４ 電解槽
１５ 電極
１６ 電極
１７ 細胞保持板
１８ 枠体
１９ 導通孔
２０ 接着テープ（テープ）
２１ テープ孔（孔）
２２ 隙間
２３ 細胞
２４ 細胞保持面
【特許請求の範囲】
【請求項１】
実装基板と、
この実装基板の上面から下面までを貫通する貫通孔の下端部に保持されたセンサチップと、
前記実装基板の下面に、接着層を介して貼り合わされたテープとを備え、
前記センサチップは、前記実装基板の上面側と下面側とを連通させる導通孔を有し、
前記テープは、前記貫通孔と対向するとともにこの貫通孔より内側に位置する孔を有する細胞電気生理センサ。
【請求項２】
前記貫通孔は、前記実装基板に複数個設けられ、
これらの貫通孔内にそれぞれ前記センサチップが保持され、
前記テープは、前記複数の貫通孔とそれぞれ対向するとともに、これらの貫通孔より内側に位置する孔を有する請求項１に記載の細胞電気生理センサ。
【請求項３】
前記センサチップは、
前記導通孔を有する細胞保持板と、
この細胞保持板上に配置された枠体とを有し、
前記細胞保持板は、前記枠体よりも前記実装基板の下面側に配置された、請求項１に記載の細胞電気生理センサ。
【請求項４】
前記センサチップは管の下端部に挿入され、
この管は、前記実装基板の前記貫通孔に挿入されている請求項１に記載の細胞電気生理センサ。
【請求項５】
前記センサチップは、前記導通孔を有する細胞保持板を備え、
前記テープの孔は、前記細胞保持板の外形よりも大きく、前記管の外形よりも小さい請求項４に記載の細胞電気生理センサ。
【請求項６】
前記管の外側面は、
この管の下端が丸みを帯びるように湾曲している請求項４に記載の細胞電気生理センサ。
【請求項７】
前記管の外側面は、
この管の下端が丸みを帯びるように湾曲し、
この湾曲した外側面には、前記テープが接着している請求項４に記載の細胞電気生理センサ。
【請求項８】
前記管の下端は、
前記実装基板の下面から突出している請求項４に記載の細胞電気生理センサ。
【請求項９】
前記センサチップは、
前記管と溶着されている請求項４に記載の細胞電気生理センサ。
【請求項１０】
前記管は、ガラスからなる請求項４に記載の細胞電気生理センサ。
【請求項１１】
前記テープは、ポリオレフィン樹脂からなる請求項１に記載の細胞電気生理センサ。
【請求項１２】
実装基板の上面から下面までを貫通する貫通孔の下端部に、前記実装基板の上面側と下面側とを連通させる導通孔を有するセンサチップを挿入し、
次に前記実装基板の下面に、
前記貫通孔と対向するとともに、この貫通孔よりも内側に位置する孔を有するテープを、接着層を介して配置し、減圧しながら貼り付ける細胞電気生理センサの製造方法。
【請求項１３】
実装基板の上面から下面までを貫通する貫通孔の下端部に、前記実装基板の上面側と下面側とを連通させる導通孔を有するセンサチップを挿入し、
次に前記実装基板の下面に、接着層を介してテープを配置し、減圧しながら貼り付け、
その後、このテープの前記貫通孔と対向する部分であって、この貫通孔よりも内側の位置に孔を形成する細胞電気生理センサの製造方法。
【請求項１４】
前記減圧する工程では、
前記実装基板の上面側から吸引を行う請求項１２または１３に記載の細胞電気生理センサの製造方法。
【請求項１】
実装基板と、
この実装基板の上面から下面までを貫通する貫通孔の下端部に保持されたセンサチップと、
前記実装基板の下面に、接着層を介して貼り合わされたテープとを備え、
前記センサチップは、前記実装基板の上面側と下面側とを連通させる導通孔を有し、
前記テープは、前記貫通孔と対向するとともにこの貫通孔より内側に位置する孔を有する細胞電気生理センサ。
【請求項２】
前記貫通孔は、前記実装基板に複数個設けられ、
これらの貫通孔内にそれぞれ前記センサチップが保持され、
前記テープは、前記複数の貫通孔とそれぞれ対向するとともに、これらの貫通孔より内側に位置する孔を有する請求項１に記載の細胞電気生理センサ。
【請求項３】
前記センサチップは、
前記導通孔を有する細胞保持板と、
この細胞保持板上に配置された枠体とを有し、
前記細胞保持板は、前記枠体よりも前記実装基板の下面側に配置された、請求項１に記載の細胞電気生理センサ。
【請求項４】
前記センサチップは管の下端部に挿入され、
この管は、前記実装基板の前記貫通孔に挿入されている請求項１に記載の細胞電気生理センサ。
【請求項５】
前記センサチップは、前記導通孔を有する細胞保持板を備え、
前記テープの孔は、前記細胞保持板の外形よりも大きく、前記管の外形よりも小さい請求項４に記載の細胞電気生理センサ。
【請求項６】
前記管の外側面は、
この管の下端が丸みを帯びるように湾曲している請求項４に記載の細胞電気生理センサ。
【請求項７】
前記管の外側面は、
この管の下端が丸みを帯びるように湾曲し、
この湾曲した外側面には、前記テープが接着している請求項４に記載の細胞電気生理センサ。
【請求項８】
前記管の下端は、
前記実装基板の下面から突出している請求項４に記載の細胞電気生理センサ。
【請求項９】
前記センサチップは、
前記管と溶着されている請求項４に記載の細胞電気生理センサ。
【請求項１０】
前記管は、ガラスからなる請求項４に記載の細胞電気生理センサ。
【請求項１１】
前記テープは、ポリオレフィン樹脂からなる請求項１に記載の細胞電気生理センサ。
【請求項１２】
実装基板の上面から下面までを貫通する貫通孔の下端部に、前記実装基板の上面側と下面側とを連通させる導通孔を有するセンサチップを挿入し、
次に前記実装基板の下面に、
前記貫通孔と対向するとともに、この貫通孔よりも内側に位置する孔を有するテープを、接着層を介して配置し、減圧しながら貼り付ける細胞電気生理センサの製造方法。
【請求項１３】
実装基板の上面から下面までを貫通する貫通孔の下端部に、前記実装基板の上面側と下面側とを連通させる導通孔を有するセンサチップを挿入し、
次に前記実装基板の下面に、接着層を介してテープを配置し、減圧しながら貼り付け、
その後、このテープの前記貫通孔と対向する部分であって、この貫通孔よりも内側の位置に孔を形成する細胞電気生理センサの製造方法。
【請求項１４】
前記減圧する工程では、
前記実装基板の上面側から吸引を行う請求項１２または１３に記載の細胞電気生理センサの製造方法。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【公開番号】特開２０１０−８３９９（Ｐ２０１０−８３９９Ａ）
【公開日】平成２２年１月１４日（２０１０．１．１４）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００９−１９１５７（Ｐ２００９−１９１５７）
【出願日】平成２１年１月３０日（２００９．１．３０）
【出願人】（０００００５８２１）パナソニック株式会社 (73,050)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２２年１月１４日（２０１０．１．１４）
【国際特許分類】
【出願日】平成２１年１月３０日（２００９．１．３０）
【出願人】（０００００５８２１）パナソニック株式会社 (73,050)
【Ｆターム（参考）】
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