JP2008187968A

JP2008187968A - Cell electrophysiological sensor

Info

Publication number: JP2008187968A
Application number: JP2007026723A
Authority: JP
Inventors: Masaya Nakatani; 将也中谷; Koji Ushio; 浩司牛尾; Soichiro Hiraoka; 聡一郎平岡; Akiyoshi Oshima; 章義大島; Makoto Takahashi; 誠高橋
Original assignee: Matsushita Electric Industrial Co Ltd
Current assignee: Panasonic Holdings Corp
Priority date: 2007-02-06
Filing date: 2007-02-06
Publication date: 2008-08-21

Abstract

【課題】パッチクランプ法において、一つの細胞に高精度にマイクロピペットを顕微鏡下で挿入することは困難であった。特に、浮遊性細胞の場合は浮遊性細胞を固定してからでないと、マイクロピペットを細胞の表面に高精度に持って行くことが困難であった。
【解決手段】第一の開口部７と第二の開口部８を備えた中空構造を有するソケット６と、第一の開口部７の内部に挿入設置した筒状の筒部品１と、少なくとも一つ以上の貫通孔５を備えた薄板３と枠体４からなるセンサチップ２を前記筒部品１の先端に設けた構成とする。
【選択図】図１In a patch clamp method, it is difficult to insert a micropipette into a single cell with high accuracy under a microscope. In particular, in the case of suspension cells, it is difficult to bring the micropipette to the surface of the cells with high accuracy unless the suspension cells are fixed.
A socket 6 having a hollow structure having a first opening 7 and a second opening 8, a cylindrical tube part 1 inserted and installed in the first opening 7, and at least one A sensor chip 2 composed of a thin plate 3 having at least two through holes 5 and a frame body 4 is provided at the tip of the cylindrical part 1.
[Selection] Figure 1

Description

本発明は、細胞の活動によって発生する物理化学的変化を観測するために用いられ、細胞内電位あるいは細胞外電位あるいは細胞膜通過電流等の細胞電気生理現象を測定するための細胞電気生理センサに関する。 The present invention relates to a cell electrophysiological sensor that is used for observing a physicochemical change caused by cell activity and that measures a cell electrophysiological phenomenon such as an intracellular potential, an extracellular potential, or a cell membrane passing current.

電気生理学におけるパッチクランプ法は、細胞膜に存在するタンパク質の機能の一つであるイオンチャネル機能を測定する方法として知られており、このパッチクランプ法によってイオンチャネルの様々な機能が解明されてきた。そして、このイオンチャネルの働きは細胞学において重要な関心ごとであり、これは薬剤の開発にも応用されている。 The patch clamp method in electrophysiology is known as a method for measuring an ion channel function, which is one of the functions of a protein present in a cell membrane, and various functions of the ion channel have been elucidated by this patch clamp method. And the action of this ion channel is an important concern in cytology, and this has been applied to drug development.

このパッチクランプ法は測定技術に微細なマイクロピペットを１個の細胞に高い精度で挿入するという極めて高い能力を必要としているため、熟練作業者が必要である。これは、１個の細胞にマイクロピペットを挿入するために、顕微鏡による観測下で一つの細胞に狙いを定め、マイクロマニュピレータ等の手段により高精度にマイクロピペットの先端を細胞の膜表面に接触させる必要がある。従って、このパッチクランプ法は高いスループットで測定を必要とする場合には適切な方法でない（例えば、非特許文献１参照）。
新パッチクランプ実験技術法岡田泰伸編吉岡書店発行 Since this patch clamp method requires extremely high ability to insert a fine micropipette into a single cell with high accuracy in the measurement technique, it requires a skilled worker. In order to insert a micropipette into a single cell, one cell is aimed under observation with a microscope, and the tip of the micropipette is brought into contact with the cell membrane surface with high accuracy by means such as a micromanipulator. There is a need. Therefore, this patch clamp method is not an appropriate method when measurement is required with high throughput (for example, see Non-Patent Document 1).
New Patch Clamp Experiment Technology Yasunobu Okada Issued by Yoshioka Shoten

しかしながら、前記従来の構成では、顕微鏡下において、一つの細胞に高精度にマイクロピペットを挿入することに困難が伴うことにある。特に、パッチクランプ法で測定する細胞は、基本的には細胞が顕微鏡下で固定されたガラスプレートなどの基板に接着されている必要があり、浮遊性細胞の場合は何らかの手段により細胞を固定した状態にしてからでないと、細胞の表面にマイクロピペットを移動させて高精度に配置することが困難である。 However, in the conventional configuration, it is difficult to insert a micropipette into one cell with high accuracy under a microscope. In particular, cells to be measured by the patch clamp method basically need to be adhered to a substrate such as a glass plate on which the cells are fixed under a microscope. In the case of suspension cells, the cells are fixed by some means. Otherwise, it is difficult to move the micropipette to the cell surface and place it with high accuracy.

本発明は、前記従来の課題を解決するもので、顕微鏡下でマイクロピペットの位置制御をする必要が無く、浮遊性の細胞であっても高い確率で細胞を保持することができ、パッチクランプ法と同等の高精度な信号を検出することができる細胞電気生理センサを提供することを目的とするものである。 The present invention solves the above-mentioned conventional problems, and it is not necessary to control the position of a micropipette under a microscope, and even a floating cell can be held with high probability, and the patch clamp method It is an object to provide a cell electrophysiological sensor capable of detecting a highly accurate signal equivalent to the above.

本発明の細胞電気生理センサは、第一の開口部と第二の開口部を備えた中空構造を有するソケットと、第一の開口部の内部に挿入設置した筒状の筒部品と、この筒部品の先端に設けた、少なくとも一つ以上の貫通孔を備えた薄板と枠体からなるセンサチップを筒部品の先端に設けた構成とするものである。 The cellular electrophysiological sensor of the present invention includes a socket having a hollow structure having a first opening and a second opening, a cylindrical tube component inserted and installed inside the first opening, and the tube A sensor chip composed of a thin plate having at least one through hole and a frame provided at the tip of the component is provided at the tip of the cylindrical component.

本発明の細胞電気生理センサは、センサチップが、筒部品の内部に設置しているため、細胞を含む溶液および測定の際に添加する溶液を、それぞれセンサチップの薄板によって仕切られている筒部品の中空部に投入し、センサチップを介して圧力差を発生させることで細胞をセンサチップの貫通孔に容易に密着させることができる。これによって、顕微鏡などを必要とすることなく、また高精度なマニュピレータ制御なども必要とすることなく、浮遊性の細胞であっても簡便な取り扱いのできる細胞電気生理センサを実現できるとともに、筒部品がソケットによって保持されているので、測定電極、吸引治具などの筒部品の内部空間へのアクセスが容易にできるという利点を有する。 In the cell electrophysiological sensor of the present invention, since the sensor chip is installed inside the cylindrical part, the cylindrical part in which the solution containing the cells and the solution added at the time of measurement are partitioned by the thin plate of the sensor chip, respectively. The cell can be easily brought into close contact with the through-hole of the sensor chip by being introduced into the hollow portion and generating a pressure difference through the sensor chip. As a result, it is possible to realize a cell electrophysiological sensor that can be easily handled even in the case of floating cells without the need for a microscope or the like and without the need for highly precise manipulator control, etc. Is held by the socket, there is an advantage that the internal space of the cylindrical parts such as the measurement electrode and the suction jig can be easily accessed.

（実施の形態１）
以下、本発明の実施の形態１における細胞電気生理センサについて、図面を参照しながら説明する。 (Embodiment 1)
Hereinafter, the cell electrophysiological sensor according to Embodiment 1 of the present invention will be described with reference to the drawings.

図１は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であり、図２は要部拡大断面図である。 FIG. 1 is a cross-sectional view of a cell electrophysiological sensor according to Embodiment 1 of the present invention, and FIG. 2 is an enlarged cross-sectional view of a main part.

図１および図２において、１はガラスよりなる筒部品であり、この筒部品１の外径は円柱状で内部は中空構造をしている。この筒部品１の先端にはシリコンからなるセンサチップ２を設置しており、このセンサチップ２は、図２に示すようにシリコンを主成分とする材料よりなる薄板３と枠体４とから構成しており、この薄板３には貫通孔５を少なくとも一つ設けている。 1 and 2, reference numeral 1 denotes a cylindrical part made of glass. The cylindrical part 1 has a cylindrical outer diameter and a hollow structure inside. A sensor chip 2 made of silicon is installed at the tip of the cylindrical part 1, and the sensor chip 2 is composed of a thin plate 3 made of a material mainly composed of silicon and a frame 4 as shown in FIG. The thin plate 3 is provided with at least one through hole 5.

そして、このセンサチップ２は筒部品１の内壁部に隙間無く強固に固着している。これによって、センサチップ２は筒部品１の上部と下部を仕切るとともに、貫通孔５を通してのみ、上部と下部の空間が連通した構成としている。 The sensor chip 2 is firmly fixed to the inner wall portion of the cylindrical part 1 without a gap. As a result, the sensor chip 2 is configured to partition the upper part and the lower part of the cylindrical part 1 and to communicate the upper and lower spaces only through the through hole 5.

さらに、前記筒部品１は樹脂よりなるソケット６の内部の第一の開口部７へ挿入することによって本実施の形態１における細胞電気生理センサの構成となる。 Further, the tubular part 1 is inserted into the first opening 7 inside the socket 6 made of resin, so that the cellular electrophysiological sensor according to the first embodiment is configured.

また、ソケット６の下方にある第二の開口部８における第一の開口部７側の内径は第一の開口部７の内径より小さくしている。これによって、複数のソケット６の第一の開口部７の内部に筒部品１を効率よく挿入することができる。 The inner diameter of the second opening 8 below the socket 6 on the first opening 7 side is smaller than the inner diameter of the first opening 7. Thereby, the cylindrical component 1 can be efficiently inserted into the first openings 7 of the plurality of sockets 6.

また、第二の開口部８を、第一の開口部７側へ行くに従って内径が小さくなるテーパ形状としており、これによって後述する測定電極１４ｂあるいは吸引治具１５などの挿入を容易にできる。 Further, the second opening 8 has a tapered shape in which the inner diameter becomes smaller as going to the first opening 7 side, thereby making it easy to insert a measurement electrode 14b or a suction jig 15 to be described later.

以上説明してきたような構成によって、センサチップ２の薄板３を隔てた上部と下部の領域に測定用の溶液や細胞懸濁液を効率よく導入できる構造を実現できることから、容易に細胞を薄板３の貫通孔５に密着させることができる。 With the configuration as described above, it is possible to realize a structure in which a measurement solution or a cell suspension can be efficiently introduced into the upper and lower regions across the thin plate 3 of the sensor chip 2. The through hole 5 can be closely attached.

これによって、顕微鏡などを必要とすることなく、また高精度なマニュピレータ制御なども行う必要もなく、浮遊性の細胞であっても簡便な取り扱いのできる細胞電気生理センサを実現することができる。 As a result, it is possible to realize a cell electrophysiological sensor that does not require a microscope or the like, does not require high-precision manipulator control, and can easily handle even floating cells.

さらに好ましくは、第二の開口部８の第一の開口部７側の内径を筒部品１の内径より小さくすることが好ましい。これによって、測定の際に必要な測定電極（図示せず）、吸引治具（図示せず）などを筒部品１の内部空間へ挿入する、あるいはアクセスする作業を容易にすることができるという利点を有している。 More preferably, the inner diameter of the second opening 8 on the first opening 7 side is preferably smaller than the inner diameter of the tubular part 1. Accordingly, it is possible to facilitate the work of inserting or accessing a measurement electrode (not shown), a suction jig (not shown), and the like necessary for measurement into the internal space of the cylindrical part 1. have.

また、センサチップ２が固着される場所は筒部品１の端部のみでなく、図３に示したように筒部品１の中間部であってもよい。この場合は、後に使用方法でも説明するが、センサチップ２の上下の空間に溶液を入れて貯留するスペースを確保することが容易にできるという利点を有している。 Further, the place where the sensor chip 2 is fixed may be not only the end of the cylindrical part 1 but also the intermediate part of the cylindrical part 1 as shown in FIG. In this case, as will be described later in the usage method, there is an advantage that it is easy to secure a space for storing the solution in the space above and below the sensor chip 2.

特に、センサチップ２の上面部を筒部品１の先端より１ｍｍ以上、筒部品１の内側に配置させることによって、蒸発しやすい溶液などを蓄積しておくスペースをより多く確保できる。 In particular, by arranging the upper surface portion of the sensor chip 2 at least 1 mm from the tip of the cylindrical part 1 inside the cylindrical part 1, it is possible to secure a larger space for storing a solution that easily evaporates.

次に、別の例の細胞電気生理センサについて図４〜図６を用いて説明する。 Next, another example of the cell electrophysiological sensor will be described with reference to FIGS.

図４は本実施の形態１における別の例の細胞電気生理センサの構成を説明するための断面図、図５は下面図、および図６は要部拡大断面図である。 FIG. 4 is a cross-sectional view for explaining the configuration of another example of the cell electrophysiological sensor according to the first embodiment, FIG. 5 is a bottom view, and FIG. 6 is an enlarged cross-sectional view of a main part.

図４〜図６に示したように、筒部品１の内壁に断面と平行方向に凸形状の段差部９を設けておくことによって、筒部品１の空洞内にセンサチップ２を挿入する際に所定の位置に容易に設置できることから生産性が向上する。また、凸形状の段差部９を筒部品１の内壁面の溶液の流れ方向に沿って連続して形成しておくことによって、気泡の発生を抑制することができるとともに気泡の除去を効率良く行うことができる。これは、筒部品１の内壁面の溶液の流れ方向に沿って段差部があると、その段差部に気泡が滞留し、その除去が困難となることが分かっている。 As shown in FIG. 4 to FIG. 6, when the sensor chip 2 is inserted into the cavity of the cylindrical part 1 by providing a stepped portion 9 having a convex shape in a direction parallel to the cross section on the inner wall of the cylindrical part 1. Productivity is improved because it can be easily installed at a predetermined position. Further, by forming the convex stepped portion 9 continuously along the flow direction of the solution on the inner wall surface of the cylindrical part 1, the generation of bubbles can be suppressed and the bubbles can be removed efficiently. be able to. It has been found that if there is a step portion along the flow direction of the solution on the inner wall surface of the cylindrical part 1, bubbles stay in the step portion and it is difficult to remove it.

そして、この凸形状の段差部９を設ける手段としては筒部品１がガラス管などの場合には、内壁面に同材料のガラスからなる棒材１０をあらかじめ溶着する、あるいは筒部品１が樹脂の場合には金型で段差部９を成型する等の方法などを用いることによって容易に実現することが可能である。そして、図５に示したように前記棒材１０としてガラス棒を二本左右対称に配置した構成としているが、この段差部９はセンサチップ２を固定するためのものであり、少なくとも一つの段差部９を形成することができればその効果を発揮することができる。 As a means for providing this convex stepped portion 9, when the cylindrical part 1 is a glass tube or the like, a rod 10 made of the same material glass is welded to the inner wall surface in advance, or the cylindrical part 1 is made of resin. In some cases, it can be easily realized by using a method such as molding the stepped portion 9 with a mold. And as shown in FIG. 5, although it has the structure which has arrange | positioned two glass bars symmetrically as the said bar | rod material 10, this level | step-difference part 9 is for fixing the sensor chip 2, At least 1 level | step difference If the part 9 can be formed, the effect can be exhibited.

さらには、筒部品１の内周部の全体に形成することも可能である。このような構成はガラス管からなる筒部品１の先端の内周部を回転させながら研削することによって段差部９を筒部品１の内周部に連続して形成することができる。これによって、さらに気泡の発生の抑制と気泡の除去が容易となる細胞電気生理センサを実現することができる。 Further, it can be formed on the entire inner peripheral portion of the cylindrical part 1. In such a configuration, the step portion 9 can be continuously formed on the inner peripheral portion of the cylindrical part 1 by grinding while rotating the inner peripheral portion at the tip of the cylindrical part 1 made of a glass tube. This makes it possible to realize a cell electrophysiological sensor that can further suppress the generation of bubbles and easily remove bubbles.

次に、本実施の形態１における細胞電気生理センサの製造方法について図面を用いて説明する。 Next, the manufacturing method of the cell electrophysiological sensor in this Embodiment 1 is demonstrated using drawing.

まず始めに、図７に示したようにガラス管として供給される筒部品１と、シリコンを主成分とするセンサチップ２を所定の位置に挿入する。なお、筒部品１は所定の寸法を有するガラス管を加工することによって作製することが可能であり、センサチップ２はシリコン基板などを用いて半導体製造プロセスによる微細加工技術を用いることによって、微細な形状のセンサチップ２を高精度に一括して大量に作製することができる。 First, as shown in FIG. 7, a cylindrical part 1 supplied as a glass tube and a sensor chip 2 containing silicon as a main component are inserted into predetermined positions. The cylindrical part 1 can be manufactured by processing a glass tube having a predetermined dimension, and the sensor chip 2 is fine by using a microfabrication technique based on a semiconductor manufacturing process using a silicon substrate or the like. It is possible to manufacture a large number of sensor chips 2 having a shape in a batch with high accuracy.

次に、筒部品１の内部にセンサチップ２を挿入した後、接着剤で固着させることでセンサチップ２は所定の位置に固着することができる。 Next, the sensor chip 2 can be fixed at a predetermined position by inserting the sensor chip 2 into the cylindrical part 1 and then fixing it with an adhesive.

しかしながら、より好ましくは図８に示したように、センサチップ２を挿入した後、筒部品１を外周部から熱源によって加熱する方法を用いることが好ましい。特に、筒部品１を構成する材料がガラス管などの場合、筒部品１が６００−７００℃以上に加熱されると、ガラスは溶融を起こし、センサチップ２の主材料であるシリコンと強固に直接接合して固着する。これによって、筒部品１とセンサチップ２は接着剤等の異種材料を使うことなく、強固に隙間なく直接接合することができることから、接着剤による汚れ等の発生を心配する必要のない封止性の高い細胞電気生理センサを作製することができる。 However, more preferably, as shown in FIG. 8, after inserting the sensor chip 2, it is preferable to use a method in which the tubular part 1 is heated from the outer periphery by a heat source. In particular, when the material constituting the cylindrical part 1 is a glass tube or the like, when the cylindrical part 1 is heated to 600-700 ° C. or higher, the glass is melted and directly directly with silicon which is the main material of the sensor chip 2. Join and fix. As a result, the cylindrical part 1 and the sensor chip 2 can be directly joined firmly without gaps without using different materials such as an adhesive, so that there is no need to worry about contamination due to the adhesive. High cell electrophysiological sensor can be produced.

なお、熱源の種類としてはヒータ、赤外線、ガスバーナ等、あるいはＩＨ加熱によってシリコンによるセンサチップ２を直接発熱させる方法等があるが加熱方法については特に限定するものでない。 In addition, as a kind of heat source, there are a heater, infrared rays, a gas burner or the like, or a method of directly generating heat from the sensor chip 2 made of silicon by IH heating, but the heating method is not particularly limited.

また、本実施の形態１では筒部品１の材料をガラスとしたが、特にアクリル、ポリスチレン、ポリエチレン、ポリオレフィン、環状ポリオレフィンポリマー、および環状ポリオレフィンコポリマーのうち少なくともいずれか一つを主成分として含む熱可塑性樹脂を用いることも可能である。この材料を用いた場合において、ガラスの軟化温度より低い温度で熱可塑性樹脂を溶融させることができることから、製造工程において高温を使うことが好ましくない場合に有効である。 In the first embodiment, the material of the cylindrical part 1 is made of glass, but in particular, a thermoplastic containing at least one of acrylic, polystyrene, polyethylene, polyolefin, cyclic polyolefin polymer, and cyclic polyolefin copolymer as a main component. It is also possible to use a resin. When this material is used, the thermoplastic resin can be melted at a temperature lower than the softening temperature of the glass, which is effective when it is not preferable to use a high temperature in the production process.

例えば、実験ではＴｇが１３０℃の環状ポリオレフィンコポリマーを用いて、１５０−２００℃で周囲を熱することでセンサチップ２と筒部品１を直接溶融固着することができた。 For example, in the experiment, it was possible to directly melt and fix the sensor chip 2 and the cylindrical part 1 by using a cyclic polyolefin copolymer having a Tg of 130 ° C. and heating the periphery at 150 to 200 ° C.

なお、前記加熱工程によって、図８に示したように筒部品１の外形と内形は角部が丸められた形状としている。この外形の周辺部は丸くなることで、筒部品１のエッジ部の欠けが起こりにくくなる。 Note that, as shown in FIG. 8, the outer shape and the inner shape of the cylindrical part 1 are rounded at the corners by the heating step. Since the peripheral portion of the outer shape is rounded, the edge portion of the cylindrical part 1 is less likely to be chipped.

さらに、内形の角部を丸めた形状とすることによって、筒部品１の内形がセンサチップ２に近づいていくに従って小さくなることから、後で説明するようにセンサチップ２の下部に培養液あるいは薬液などの溶液を充填する際に気泡が残留することなく確実に充填できるという利点を有している。このセンサチップ２の下部の溶液に気泡が残留していると正確な測定ができないという課題を有しており、これを解決することができる。 Further, by rounding the corners of the inner shape, the inner shape of the cylindrical part 1 becomes smaller as it approaches the sensor chip 2, so that the culture solution is placed below the sensor chip 2 as described later. Or it has the advantage that it can fill reliably, without a bubble remaining, when filling solutions, such as a chemical | medical solution. If bubbles remain in the solution below the sensor chip 2, there is a problem that accurate measurement cannot be performed, and this can be solved.

そして、最後に図１に示すように前記筒部品１を樹脂からなるソケット６の第一の開口部７側に挿入することによって本実施の形態１における細胞電気生理センサの構成となっている。 Finally, as shown in FIG. 1, the tubular part 1 is inserted into the first opening 7 side of the socket 6 made of resin, so that the cellular electrophysiological sensor according to the first embodiment is configured.

なお、ソケット６の材料は樹脂としたが、これによって筒部品１を挿入する際に圧入によって固着させることが容易であるという製造上の利点を有している。 In addition, although the material of the socket 6 is resin, it has a manufacturing advantage that it can be easily fixed by press-fitting when the cylindrical part 1 is inserted.

また、ソケット６の製造方法については射出成形による方法が効率がよい。 As for the method for manufacturing the socket 6, the method by injection molding is efficient.

また、ソケット６の材料は樹脂以外にもセラミック、ガラス、金属、とすることも可能である。特に、金属材料としたとき、この金属部分がシールドとなることから外部からのノイズの影響を受けにくい細胞電気生理センサを実現することができる。 Further, the material of the socket 6 can be ceramic, glass or metal in addition to the resin. In particular, when a metal material is used, a cellular electrophysiological sensor that is less susceptible to external noise can be realized because the metal portion serves as a shield.

さらに、後ほど説明するが、筒部品１の内部に入れる測定溶液と金属からなるソケット６とが接触するようにすれば、金属からなるソケット６が測定電極とすることも可能である。 Further, as will be described later, the metal socket 6 can be used as a measurement electrode if the measurement solution put into the cylindrical part 1 and the metal socket 6 are brought into contact with each other.

次に、本実施の形態１における細胞電気生理センサを用いて、細胞の電気生理現象を測定する方法について図面を用いて説明する。図９〜図１３は測定方法を説明するための断面図である。また、図１４は別の例の細胞電気生理センサを用いて測定するための使用方法を説明するための断面図である。 Next, a method for measuring an electrophysiological phenomenon of a cell using the cell electrophysiological sensor according to the first embodiment will be described with reference to the drawings. 9 to 13 are cross-sectional views for explaining the measuring method. Moreover, FIG. 14 is sectional drawing for demonstrating the usage method for measuring using the cell electrophysiological sensor of another example.

まず始めに、図９に示したようにセンサチップ２の下面側の筒部品１の内部に細胞の電気生理現象を測定するために用いる溶液の１種である細胞内液１１を充填する。ここで、細胞内液１１とは被検体細胞１３の内部を満たす溶液とほぼ同じ成分に調整された溶液であり、細胞の種類によって成分は変更される。具体的には、例えば哺乳類筋細胞の場合、細胞内液１１とは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る。 First, as shown in FIG. 9, an intracellular solution 11, which is one type of solution used for measuring the electrophysiological phenomenon of cells, is filled in the cylindrical part 1 on the lower surface side of the sensor chip 2. Here, the intracellular fluid 11 is a solution adjusted to substantially the same component as the solution filling the inside of the subject cell 13, and the component is changed depending on the type of cell. Specifically, for example, in the case of mammalian muscle cells, the intracellular solution 11 is an electrolytic solution to which K ⁺ ions are added at about 155 mM, Na ⁺ ions at about 12 mM, and Cl ⁻ ions at about 4.2 mM.

また、本実施の形態１のように筒部品１の内部が中空であり、センサチップ２の下部より垂直方向に細胞内液１１が貯留される領域を有することで、細胞内液１１を投入する際に内部に気泡が残留してしまうことが少なくなる。 Further, as in the first embodiment, the inside of the cylindrical part 1 is hollow, and has a region in which the intracellular fluid 11 is stored in the vertical direction from the lower part of the sensor chip 2, so that the intracellular fluid 11 is introduced. In this case, bubbles are less likely to remain inside.

さらに、筒部品１の内形は角部が丸めた構造とすることによって、筒部品１の内壁がセンサチップ２の方向に向かって狭くなっていることから、より細胞内液１１を投入する際に内部に気泡の残留を抑制することができる。 Furthermore, since the inner shape of the cylindrical part 1 has a structure with rounded corners, the inner wall of the cylindrical part 1 becomes narrower in the direction of the sensor chip 2. In addition, it is possible to suppress the remaining of bubbles inside.

ここで、図６に示したように筒部品１の内壁に、断面と垂直方向な面に凸形状の段差部９を形成した構成とすることで、細胞内液１１の投入時において、段差部９の周辺部で気泡の抜け道ができることから、気泡の流れをスムーズにし、より気泡の残留を抑制することができる。 Here, as shown in FIG. 6, a stepped portion 9 having a convex shape is formed on the inner wall of the cylindrical part 1 on a surface perpendicular to the cross section. Since air bubbles can escape from the periphery of 9, the flow of air bubbles can be made smoother and the remaining of air bubbles can be further suppressed.

さらに、ソケット６の第二の開口部８の内径を筒部品１の内径より小さくすることによって、筒部品１の内部に細胞内液１１を投入するためのディスペンサなどを挿入することが容易にできる。 Furthermore, by making the inner diameter of the second opening 8 of the socket 6 smaller than the inner diameter of the cylindrical part 1, it is possible to easily insert a dispenser for injecting the intracellular fluid 11 into the cylindrical part 1. .

次に、図１０に示したように筒部品１の上部に細胞の電気生理現象の測定に用いる溶液の一種である細胞外液１２を投入する。この細胞外液１２は細胞内液１１と同様に被検体細胞１３の種類によって成分調整されるものであり、通常は被検体細胞１３が生体内で活動するときの細胞外の溶液とほぼ同じ成分に調整される。具体的には、例えば哺乳類筋細胞の場合、細胞外液１２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。 Next, as shown in FIG. 10, an extracellular fluid 12, which is a kind of solution used for measuring the electrophysiological phenomenon of the cells, is poured into the upper part of the cylindrical part 1. The extracellular fluid 12 is a component that is adjusted according to the type of the subject cell 13 in the same manner as the intracellular fluid 11, and is generally the same component as the extracellular solution when the subject cell 13 is active in the living body. Adjusted to Specifically, for example, in the case of mammalian muscle cells, the extracellular fluid 12 is an electrolytic solution to which about 4 mM of K ⁺ ions, about 145 mM of Na ⁺ ions, and about 123 mM of Cl ⁻ ions are added.

その後、筒部品１の空洞部の上部および下部から、それぞれに測定電極１４ａ，１４ｂを挿入する。このとき、測定電極１４ｂは筒部品１の内部側に設けた吸引治具１５の中にセットされた状態で挿入する。そして、好ましくは、この吸引治具１５の外形は第二の開口部８の第一の開口部７側の内径よりわずかに大きくしている。これによって、吸引治具１５は圧入するように隙間無くソケット６にセットすることができることから、筒部品１の下部が密閉され、吸引治具１５で吸引することによって圧力リークが発生することなく細胞内液１１を充填した下部側の圧力を容易に変更することができる。 Thereafter, the measurement electrodes 14a and 14b are inserted into the hollow part of the cylindrical part 1 from the upper part and the lower part, respectively. At this time, the measurement electrode 14 b is inserted in a state of being set in a suction jig 15 provided on the inner side of the cylindrical part 1. Preferably, the outer shape of the suction jig 15 is slightly larger than the inner diameter of the second opening 8 on the first opening 7 side. As a result, the suction jig 15 can be set in the socket 6 without a gap so as to be press-fitted, so that the lower part of the cylindrical part 1 is sealed, and the suction jig 15 sucks the cells without causing a pressure leak. The pressure on the lower side filled with the internal liquid 11 can be easily changed.

次に、図１１に示すように、測定電極１４ａ，１４ｂ間に計測器１６を接続すると、センサチップ２によって仕切られた細胞外液１２と細胞内液１１の間の電気的変化を測定することができる。これは、貫通孔５が細胞内液１１および細胞外液１２によって満たされることで構成される電気的回路であり、その特性として、例えば、電気抵抗、Ｉ−Ｖ特性等として観測することができ、例えば電気抵抗値を測定すると通常、１ＭΩ程度の電気抵抗値を持つ。 Next, as shown in FIG. 11, when a measuring instrument 16 is connected between the measurement electrodes 14a and 14b, an electrical change between the extracellular fluid 12 and the intracellular fluid 11 partitioned by the sensor chip 2 is measured. Can do. This is an electrical circuit configured by filling the through-hole 5 with the intracellular fluid 11 and the extracellular fluid 12, and as its characteristics, for example, it can be observed as electrical resistance, IV characteristics, etc. For example, when an electric resistance value is measured, it usually has an electric resistance value of about 1 MΩ.

なお、計測器１６としては通常のパッチクランプ法で用いるアンプ計測器などを使用することができ、これは細胞の電気生理現象を測定するのに好都合である。 As the measuring instrument 16, an amplifier measuring instrument used in a normal patch clamp method can be used, which is convenient for measuring the electrophysiological phenomenon of cells.

つまり、パッチクランプ用のセットを大きく変えることなく、ガラスマイクロピペットに代えて本実施の形態１における細胞電気生理センサを用いることで、顕微鏡やマニュピレータ等で頻雑な作業を行うことなく細胞の電気生理現象の測定を行うことができるようになる。 In other words, the cell electrophysiological sensor according to the first embodiment is used in place of the glass micropipette without greatly changing the patch clamp set, so that the cell electrical operation can be performed without using a microscope or a manipulator. Physiological phenomena can be measured.

次に、図１２に示したように細胞外液１２側に被検体細胞１３を投入する。このとき、被検体細胞１３は細胞外液１２と同成分の溶液に所定の濃度で分散させたものとして供給することができる。これによって、浮遊性細胞であっても容易に測定部である貫通孔５の近傍へ細胞を供給することができる。 Next, as shown in FIG. 12, the subject cell 13 is introduced into the extracellular fluid 12 side. At this time, the subject cells 13 can be supplied as dispersed in a solution of the same component as the extracellular fluid 12 at a predetermined concentration. Thereby, even if it is a floating cell, a cell can be easily supplied to the vicinity of the through-hole 5 which is a measurement part.

その後、細胞内液１１側から吸引治具１５を通して吸引すると、被検体細胞１３は貫通孔５へ引きつけられて貫通孔５の上で薄板３と密着するようになる。このとき、被検体細胞１３が貫通孔５に密着したかどうかは、計測器１６によって電気抵抗を測定することで判別することができる。 Thereafter, when suction is performed from the intracellular fluid 11 side through the suction jig 15, the subject cell 13 is attracted to the through hole 5 and comes into close contact with the thin plate 3 on the through hole 5. At this time, whether or not the subject cell 13 is in close contact with the through-hole 5 can be determined by measuring the electrical resistance with the measuring instrument 16.

通常、被検体細胞１３が貫通孔５に到達したときには数ＭΩとなり、十分密着した場合には数十ＭΩから数ＧΩになる。このときの抵抗値はシール抵抗と呼ばれ、この抵抗値が高いほどノイズが少なくなるので、測定したい対象によって必要なシール抵抗値が得られるように吸引圧力を最適化すべきであるが、この工程はギガシール形成工程と呼ばれ、パッチクランプ法と全く同じである。 Usually, when the subject cell 13 reaches the through-hole 5, it becomes several MΩ, and when it is sufficiently adhered, it becomes several tens of MΩ to several GΩ. The resistance value at this time is called the seal resistance, and the higher the resistance value, the less the noise, so the suction pressure should be optimized so that the required seal resistance value can be obtained depending on the object to be measured. Is called a giga-seal forming process and is exactly the same as the patch clamp method.

次に、図１３に示したように、さらに吸引圧力を高めることで、貫通孔５の被検体細胞１３の微小な細胞膜の一部分に細胞膜穴１７を形成する。 Next, as shown in FIG. 13, by further increasing the suction pressure, the cell membrane hole 17 is formed in a part of the minute cell membrane of the subject cell 13 in the through hole 5.

これによって、一つの被検体細胞１３の全細胞膜の領域に存在するイオンチャネルを流れる電流を測定できるようになり、各種のイオンチャネルの電気的特性（例えば、Ｉ−Ｖ特性）、薬剤に対する反応特性、その他外的刺激に対する反応等を測定することができる。 As a result, it becomes possible to measure the current flowing through the ion channels existing in the entire cell membrane region of one subject cell 13, and the electrical characteristics (for example, IV characteristics) of various ion channels, and the reaction characteristics to drugs. In addition, the response to other external stimuli can be measured.

なお、細胞膜に微小な細胞膜穴１７を形成する工程はホールセルと呼ばれ、パッチクランプ法で行うのと全く同じである。 The process of forming the minute cell membrane hole 17 in the cell membrane is called a whole cell and is exactly the same as that performed by the patch clamp method.

さらに、図１４に示したように本実施の形態１の別の例の細胞電気生理センサを用いた測定方法として、センサチップ２が筒部品１の中間にある細胞電気生理センサを用いることによって、センサチップ２の上部に細胞外液１２をより投入しやすくなり、細胞内液１１の投入と同様、気泡が残留することなく容易に細胞外液１２を充填することができる。 Furthermore, as shown in FIG. 14, as a measurement method using the cell electrophysiological sensor of another example of the first embodiment, by using a cell electrophysiological sensor in which the sensor chip 2 is in the middle of the cylindrical part 1, The extracellular fluid 12 can be more easily poured into the upper part of the sensor chip 2, and the extracellular fluid 12 can be easily filled without bubbles remaining, as in the case of introducing the intracellular fluid 11.

以上、述べてきたように本実施の形態１における細胞電気生理センサでは、貫通孔５が形成された薄板３を持つセンサチップ２を筒部品１の内部に設置しているため、被検体細胞１３を含む溶液および測定の際に要する溶液を、それぞれ、センサチップ２によって仕切られている筒部品１の中空部に投入し、センサチップ２を介して圧力差を発生させることで、容易に被検体細胞１３を薄板３の貫通孔５に容易に密着させることができるようになる。 As described above, in the cell electrophysiological sensor according to the first embodiment, the sensor chip 2 having the thin plate 3 in which the through-hole 5 is formed is placed inside the cylindrical part 1, so that the subject cell 13 The sample and the solution required for the measurement are respectively poured into the hollow part of the cylindrical part 1 partitioned by the sensor chip 2 and a pressure difference is generated via the sensor chip 2 so that the subject can be easily measured. The cells 13 can be easily brought into close contact with the through holes 5 of the thin plate 3.

これによって、たとえ浮遊性の細胞であっても顕微鏡などを必要とすることなく、また高精度なマニュピレータ制御なども行う必要のない、簡便な取り扱いのできる細胞電気生理センサを実現することができる。 As a result, it is possible to realize a cell electrophysiological sensor that can be easily handled without requiring a microscope or the like, or performing highly precise manipulator control, even if the cells are floating.

（実施の形態２）
以下、本発明の実施の形態２における細胞電気生理センサについて、図面を用いて説明する。図１５は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であり、図１６はその要部拡大断面図である。図１５および図１６において、本実施の形態２における細胞電気生理センサの構成は、第一の開口部２０と第二の開口部２１を有するソケット１８と、枠体２４と貫通孔２２を持つ薄板２３とからなるセンサチップ１９から構成しており、基本的な構成は実施の形態１における細胞電気生理センサとほぼ同様の構成をしており、本実施の形態２における細胞電気生理センサの構成で、特に異なっている点はソケット１８を一体材料にて構成していることである。このように、ソケット１８を一体材料にて形成していることによって、細胞電気生理センサの製造をより簡単に行うことができるという利点を有している。そして、その使用方法等は実施の形態１で説明したものとほぼ同じであり、同じ効果を有している。 (Embodiment 2)
Hereinafter, a cell electrophysiological sensor according to Embodiment 2 of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 15 is a cross-sectional view of the cell electrophysiological sensor according to Embodiment 2 of the present invention, and FIG. 16 is an enlarged cross-sectional view of the main part thereof. 15 and 16, the configuration of the cell electrophysiological sensor according to the second embodiment includes a socket 18 having a first opening 20 and a second opening 21, a thin plate having a frame body 24 and a through hole 22. 23, the basic configuration is substantially the same as the cell electrophysiological sensor in the first embodiment, and the configuration of the cell electrophysiological sensor in the second embodiment is the same. In particular, the difference is that the socket 18 is made of an integral material. Thus, by forming the socket 18 with an integral material, it has the advantage that a cell electrophysiological sensor can be manufactured more easily. The method of use and the like are almost the same as those described in the first embodiment and have the same effects.

なお、ソケット１８に用いる一体材料としては樹脂、ガラス、セラミック等の絶縁体であることが望ましい。そして、金属を用いる場合には、少なくとも金属の表面を絶縁化しておく必要がある。この絶縁化の方法としては、樹脂またはガラスを被覆しておくことによって実現することができる。 The integral material used for the socket 18 is preferably an insulator such as resin, glass, or ceramic. When using a metal, it is necessary to insulate at least the surface of the metal. This insulating method can be realized by coating a resin or glass.

また、特にソケット１８を樹脂あるいはガラスとした場合、実施の形態１と同様に加熱によってセンサチップ１９を接着剤を使わずに強固に接合することができる。 In particular, when the socket 18 is made of resin or glass, the sensor chip 19 can be firmly bonded without using an adhesive by heating as in the first embodiment.

以上のように本発明にかかる細胞電気生理センサは、細胞の電気生理現象の効率的な測定を可能にするので、高速で薬理判定を行う、薬品スクリーニング等の測定器に有用である。 As described above, the cell electrophysiological sensor according to the present invention enables efficient measurement of the electrophysiological phenomenon of cells, and thus is useful for measuring instruments such as drug screening that perform pharmacological determination at high speed.

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Sectional drawing of the cell electrophysiological sensor in Embodiment 1 of this invention 同要部拡大断面図Enlarged sectional view of the main part 同別の例の細胞電気生理センサの断面図Sectional view of another example of cellular electrophysiological sensor 同さらに別の例の細胞電気生理センサの断面図Sectional view of the cell electrophysiological sensor of yet another example 同下面図Bottom view 同要部拡大断面図Enlarged sectional view of the main part 同細胞電気生理センサの製造方法を説明するための断面図Sectional drawing for demonstrating the manufacturing method of the same cell electrophysiological sensor 同断面図Cross section 同細胞電気生理センサの使用方法を説明するための断面図Sectional drawing for demonstrating the usage method of the same cell electrophysiological sensor 同断面図Cross section 同断面図Cross section 同要部拡大断面図Enlarged sectional view of the main part 同要部拡大断面図Enlarged sectional view of the main part 同別の例の細胞電気生理センサの使用方法を説明するための断面図Sectional drawing for demonstrating the usage method of the cell electrophysiological sensor of another example 本実施の形態２における細胞電気生理センサの断面図Sectional drawing of the cell electrophysiological sensor in this Embodiment 2. FIG. 同要部拡大断面図Enlarged sectional view of the main part

Explanation of symbols

１筒部品
２センサチップ
３薄板
４枠体
５貫通孔
６ソケット
７第一の開口部
８第二の開口部
９段差部
１０棒材
１１細胞内液
１２細胞外液
１３被験体細胞
１４ａ測定電極
１４ｂ測定電極
１５吸引治具
１６計測器
１７細胞膜穴
１８ソケット
１９センサチップ
２０第一の開口部
２１第二の開口部
２２貫通孔
２３薄板
２４枠体 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Cylindrical part 2 Sensor chip 3 Thin plate 4 Frame body 5 Through-hole 6 Socket 7 1st opening part 8 2nd opening part 9 Step part 10 Bar material 11 Intracellular fluid 12 Extracellular fluid 13 Test object cell 14a Measuring electrode 14b Measurement electrode 15 Suction jig 16 Measuring instrument 17 Cell membrane hole 18 Socket 19 Sensor chip 20 First opening 21 Second opening 22 Through hole 23 Thin plate 24 Frame

Claims

A socket having a hollow structure having a first opening and a second opening, a cylindrical tubular part inserted and installed in the first opening, and at least one through hole A cell electrophysiological sensor in which a sensor chip comprising a thin plate and a frame is provided at the tip of the cylindrical part.

The cellular electrophysiological sensor according to claim 1, wherein a cross-sectional shape of the second opening on the first opening side is smaller than a cross-sectional shape of the first opening.

The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the second opening has a tapered shape in which the inner diameter on the first opening side is reduced.

The cellular electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the cylindrical part is made of glass, and the sensor chip is mainly made of silicon, silicon oxide, or a material made of a laminate thereof.

The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the socket is a resin.

The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the socket is made of metal.

The cell electrophysiological sensor according to claim 4, wherein the inner wall portion of the cylindrical part made of glass and the outer wall portion of the sensor chip are directly joined.

The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the upper surface of the sensor chip is provided at an intermediate portion inside the tip of the cylindrical part.

The cell electrophysiological sensor according to claim 8, wherein the upper surface of the sensor chip is provided in an intermediate portion separated by 1 mm or more from the tip of the cylindrical part.

A sensor chip comprising a socket having a hollow structure having a first opening and a second opening, a thin plate having at least one through hole inside the first opening, and a frame. Installed cell electrophysiological sensor.

The cell electrophysiological sensor according to claim 10, wherein a cross-sectional shape of the second opening on the first opening side is smaller than a cross-sectional shape of the first opening.

The cell electrophysiological sensor according to claim 10, wherein the second opening has a tapered shape in which the inner diameter on the first opening side is reduced.

The cellular electrophysiological sensor according to claim 9, wherein the socket is made of resin, and the sensor chip is mainly made of silicon or silicon oxide, or a material made of a laminate thereof.

The cell electrophysiological sensor according to claim 13, wherein the inner wall portion made of resin and the outer wall portion of the sensor chip are welded joint surfaces.

The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the upper surface of the sensor chip is provided in an intermediate portion inside the socket tip.

The cell electrophysiological sensor according to claim 15, wherein the upper surface of the sensor chip is provided in an intermediate part separated by 1 mm or more from the tip of the socket.