JP2010099038A

JP2010099038A - Cell electrophysiological sensor

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Publication number: JP2010099038A
Application number: JP2008275114A
Authority: JP
Inventors: Koji Ushio; 浩司牛尾; Masaya Nakatani; 将也中谷; Makoto Takahashi; 誠高橋; Kenju Yamamoto; 健樹山本
Original assignee: Panasonic Corp
Current assignee: Panasonic Corp
Priority date: 2008-10-27
Filing date: 2008-10-27
Publication date: 2010-05-06

Abstract

【課題】測定時におけるガラス管の損傷を低減することを目的とする。
【解決手段】この目的を達成するため本発明は、貫通孔６を有する実装基板７と、貫通孔６内に挿入されたガラス管８と、このガラス管８内に挿入された細胞捕捉部（センサチップ９）とを備え、貫通孔６の内周には、ガラス管８の上端に接する、環状の突起部１３が設けられ、この突起部１３は、上方から下方に向けて内側へ突出する斜面または湾曲面を有するものとした。これにより本発明は、ガラス管８の上端を突起部１３で保護しながら、分注器のヘッド１１やプローブ形電極１０を突起部１３の斜面または湾曲に沿って貫通孔６の中央へと導くことができ、結果として測定時におけるガラス管８の損傷を低減できる。
【選択図】図１An object of the present invention is to reduce damage to a glass tube during measurement.
In order to achieve this object, the present invention provides a mounting substrate having a through-hole, a glass tube inserted into the through-hole, and a cell trapping portion inserted into the glass tube. Sensor chip 9), and an annular protrusion 13 is provided on the inner periphery of the through-hole 6, which is in contact with the upper end of the glass tube 8. The protrusion 13 protrudes inward from above to below. It had a slope or a curved surface. Thus, the present invention guides the dispenser head 11 and the probe-shaped electrode 10 to the center of the through-hole 6 along the slope or curve of the projection 13 while protecting the upper end of the glass tube 8 with the projection 13. As a result, damage to the glass tube 8 during measurement can be reduced.
[Selection] Figure 1

Description

本発明は、細胞の薬理反応分析等に利用できる細胞電気生理センサに関するものである。 The present invention relates to a cell electrophysiological sensor that can be used for analysis of pharmacological reactions of cells and the like.

電気生理学におけるパッチクランプ法は、細胞膜に存在するイオンチャンネルを測定する方法として知られており、この自動化システムとして、細胞電気生理センサがある。 The patch clamp method in electrophysiology is known as a method for measuring ion channels existing in a cell membrane, and a cell electrophysiology sensor is known as this automated system.

図７に示す従来の細胞電気生理センサは、貫通孔１を有する実装基板２と、貫通孔１に挿入された管状のホルダ３（ガラス管）と、このホルダ３の下端側に挿入された細胞捕捉部、すなわちセンサチップ４とを備えている。またこのセンサチップ４は、その開口部に細胞が捕捉される導通孔５を有している。 The conventional cell electrophysiological sensor shown in FIG. 7 includes a mounting substrate 2 having a through hole 1, a tubular holder 3 (glass tube) inserted into the through hole 1, and cells inserted into the lower end side of the holder 3. A capturing unit, that is, a sensor chip 4 is provided. The sensor chip 4 has a conduction hole 5 in which cells are trapped in the opening.

ここで例えばこのセンサチップ４の上方および下方を電解液で満たし、センサチップ４の導通孔５の開口部に細胞を密着させ、次にこの細胞の上から薬剤を投与し、その後細胞の上下の電位差を電極で測定すれば、細胞の薬理反応を分析することができる。 Here, for example, the upper and lower portions of the sensor chip 4 are filled with the electrolyte solution, the cell is brought into close contact with the opening of the conduction hole 5 of the sensor chip 4, and then a drug is administered from above the cell. If the potential difference is measured with an electrode, the pharmacological reaction of the cell can be analyzed.

なお、上記従来技術に関連する技術は、下記特許文献１、２に開示されている。
特開２００８−０３９６２４号公報特開２００５−１５６２３４号公報 In addition, the technique relevant to the said prior art is disclosed by following patent document 1,2.
JP 2008-039624 A JP 2005-156234 A

従来の細胞電気生理センサでは、プローブ形の電極や薬液等の分注器のヘッドを貫通孔１の内部まで挿入しようとすると、電極や分注器の僅かな位置ずれにより、これらの先端がホルダに当たり、ホルダが割れることがある。 In a conventional cell electrophysiological sensor, when the probe-type electrode or the head of a dispenser such as a chemical solution is to be inserted into the through-hole 1, the tip of the dispenser is held by the holder due to a slight displacement of the electrode or the dispenser. The holder may break.

そこで本発明は、このような測定時におけるホルダの損傷を低減することを目的とする。 Therefore, an object of the present invention is to reduce damage to the holder during such measurement.

この目的を達成するため本発明は、貫通孔を有する実装基板と、貫通孔内に挿入された管状のホルダと、このホルダ内に挿入された細胞捕捉部とを備え、貫通孔の内周には、ホルダの上方に、突起部が設けられ、この突起部は、上方から下方に向けて内側へ突出する斜面または湾曲面を有するものとした。 In order to achieve this object, the present invention comprises a mounting substrate having a through hole, a tubular holder inserted into the through hole, and a cell trapping part inserted into the holder, and is provided on the inner periphery of the through hole. A protrusion is provided above the holder, and this protrusion has an inclined surface or curved surface that protrudes inward from above to below.

これにより本発明は、測定時におけるホルダの損傷を低減できる。 Thereby, this invention can reduce the damage of the holder at the time of a measurement.

その理由は、ホルダの上方に上述のような突起部が設けられているからである。 The reason is that the above-mentioned protrusion is provided above the holder.

これにより本発明は、ホルダの上端面を突起部で保護しながら、分注器のヘッドやプローブ形電極を突起部の斜面または湾曲に沿って貫通孔の中央へと導くことができる。 Thereby, the present invention can guide the head of the dispenser and the probe-type electrode to the center of the through hole along the slope or curve of the protrusion while protecting the upper end surface of the holder with the protrusion.

そしてその結果、測定時におけるガラス管の損傷を低減できる。 As a result, damage to the glass tube during measurement can be reduced.

（実施の形態１）
図１に示すように、本実施の形態における細胞電気生理センサは、貫通孔６を有する実装基板７と、貫通孔６の下端側に挿入されたガラス管８と、このガラス管８の下端側に挿入された細胞捕捉部、すなわちセンサチップ９とを備えている。 (Embodiment 1)
As shown in FIG. 1, the cell electrophysiological sensor according to the present embodiment includes a mounting substrate 7 having a through hole 6, a glass tube 8 inserted on the lower end side of the through hole 6, and a lower end side of the glass tube 8. And the cell chip, that is, the sensor chip 9 inserted therein.

なお、貫通孔６は実装基板７の上下面を垂直に貫通し、ガラス管８はこの貫通孔６に対してほぼ平行に挿入されている。そしてこのガラス管８は、センサチップ９のホルダとして機能する。 The through hole 6 vertically penetrates the upper and lower surfaces of the mounting substrate 7, and the glass tube 8 is inserted substantially parallel to the through hole 6. The glass tube 8 functions as a holder for the sensor chip 9.

また本実施の形態では、貫通孔６内に、上方からプローブ形電極１０と細い管状の分注器のヘッド１１とが挿入されている。 In the present embodiment, a probe-type electrode 10 and a thin tubular dispenser head 11 are inserted into the through-hole 6 from above.

プローブ形電極１０は、センサチップ９上方に注入される電解液の電位、あるいは電流値や抵抗値を測定するものである。またヘッド１１は、センサチップ９上方に測定液（電解液）や細胞、薬剤等を注入するためのものである。 The probe-type electrode 10 is for measuring the potential, current value, or resistance value of the electrolyte injected above the sensor chip 9. The head 11 is for injecting a measurement liquid (electrolytic solution), cells, drugs, and the like above the sensor chip 9.

このプローブ形電極１０およびヘッド１１の先端は、それぞれガラス管８の内部にまで挿入され、センサチップ９の僅か上方に到達している。 The tips of the probe electrode 10 and the head 11 are inserted to the inside of the glass tube 8 and reach slightly above the sensor chip 9.

また本実施の形態では、実装基板７の下面にも電極１２を設けている。この電極１２は、センサチップ９の下方に充填される電解液の電位（あるいは電流値や抵抗値）を測定できればよく、位置や形状は適宜変更可能であり、例えばプローブ形でセンサチップ９の下方の空間に挿入されていてもよい。 In the present embodiment, the electrode 12 is also provided on the lower surface of the mounting substrate 7. The electrode 12 only needs to be able to measure the potential (or current value or resistance value) of the electrolyte filled below the sensor chip 9, and the position and shape can be changed as appropriate. It may be inserted into the space.

そして貫通孔６内周には、この貫通孔６の内壁によって構成された環状の突起部１３が設けられ、この突起部１３は、上方から下方に向けて内側に突出する斜面１４を有している。 And the annular protrusion 13 comprised by the inner wall of this through-hole 6 is provided in the inner periphery of this through-hole 6, and this protrusion 13 has the slope 14 which protrudes inward toward the downward direction from upper direction. Yes.

またこの突起部１３の下面１５は、ガラス管８の上端に当接している。 Further, the lower surface 15 of the protrusion 13 is in contact with the upper end of the glass tube 8.

本実施の形態では、この突起部１３の下面１５は、貫通孔６の貫通方向に対してほぼ垂直であり、同じく貫通孔６の貫通方向に対してほぼ垂直に切断されたガラス管８の上端と密着して接触している。 In the present embodiment, the lower surface 15 of the protrusion 13 is substantially perpendicular to the penetration direction of the through hole 6 and is also the upper end of the glass tube 8 cut substantially perpendicular to the penetration direction of the through hole 6. In close contact.

また本実施の形態では、突起部１３の先端における貫通孔６の水平断面の断面積は、突起部１３の下方、すなわちガラス管８が挿入された領域における貫通孔６の水平断面積よりも小さい。そして突起部１３の先端は、貫通孔６内において、ガラス管８よりも僅かに内側（貫通孔６の中央側）へ突出している。つまりガラス管８は突起部１３の先端より外側にはめ込まれている構成である。これによりガラス管８の上端全体が突起部１３で覆われるため、このガラス管８の上端にはプローブ形電極１０や分注器のヘッド１１が接触しにくくなり、ガラス管８の上端における損傷をより確実に低減できる。 Moreover, in this Embodiment, the cross-sectional area of the horizontal cross section of the through-hole 6 in the front-end | tip of the projection part 13 is smaller than the horizontal cross-sectional area of the through-hole 6 in the area | region where the glass tube 8 was inserted under the projection part 13, ie, the glass tube 8. . And the front-end | tip of the projection part 13 protrudes slightly inside (the center side of the through-hole 6) rather than the glass tube 8 in the through-hole 6. FIG. That is, the glass tube 8 is configured to be fitted outside the tip of the protrusion 13. As a result, the entire upper end of the glass tube 8 is covered with the protrusion 13, so that the probe-shaped electrode 10 and the head 11 of the dispenser are not easily brought into contact with the upper end of the glass tube 8, and damage at the upper end of the glass tube 8 is caused. It can be reduced more reliably.

さらに本実施の形態では、図２に示すように、貫通孔６の水平断面、すなわち貫通孔６の貫通方向に対して垂直な断面は領域によって異なる形状に形成されており、例えばガラス管８が挿入される領域における貫通孔６の水平断面は円形とした。これは、本実施の形態のように、ガラス管８が円筒状の場合、貫通孔６の水平断面も円形にしておくことによって、ガラス管８との密着性が高まるとともに、ガラス管８への応力負荷が均一になり、ガラス管８の損傷を抑制することができるからである。なお、ガラス管８の水平断面が四角形の場合は、その形状に合わせて貫通孔６の水平断面も四角形としてもよい。また環状の突起部１３は、ループになっていれば良く、断面が円形以外に四角形でもよい。 Further, in the present embodiment, as shown in FIG. 2, the horizontal cross section of the through hole 6, that is, the cross section perpendicular to the through direction of the through hole 6 is formed in different shapes depending on the region. The horizontal cross section of the through hole 6 in the region to be inserted was circular. This is because when the glass tube 8 is cylindrical as in the present embodiment, the horizontal cross section of the through-hole 6 is also made circular so that the adhesion to the glass tube 8 is improved and the glass tube 8 is attached to the glass tube 8. This is because the stress load becomes uniform and damage to the glass tube 8 can be suppressed. In addition, when the horizontal cross section of the glass tube 8 is a square, the horizontal cross section of the through-hole 6 is good also as a rectangle according to the shape. Further, the annular protrusion 13 only needs to be a loop, and the cross section may be a quadrangle other than a circle.

また突起部１３の上方における貫通孔６の水平断面は、四角形である。このように四角形とすることにより、貫通孔６内の容量を大きくすることができ、実装基板７の小型化、または薄型化、あるいはセンサチップ９の実装数を増やすことができる。 Further, the horizontal cross section of the through hole 6 above the protrusion 13 is a quadrangle. Thus, by making it square, the capacity | capacitance in the through-hole 6 can be enlarged, the mounting substrate 7 can be reduced in size or thickness, or the number of sensor chips 9 mounted can be increased.

ところで、この実装基板７は突起部１３の有無にかかわらず、本実施の形態の細胞電気生理センサやその他ＤＮＡセンサや糖質センサ、タンパク質センサなど各種センサに有用である。すなわち、図２に示すように、実装基板７に、その水平断面が円形の領域６Ａと、この領域６Ａ上に設けられるとともに、その水平断面が四角形の領域６Ｂとを有する貫通孔６を形成し、この貫通孔６の領域６Ａに細胞電気生理センサやその他ＤＮＡセンサ等各種センサのセンサチップを挿入すれば、センサチップへの応力負荷を低減するとともに、センサチップの方向を考慮することなく貫通孔６に挿入することができ、生産性にも優れる。また領域６Ｂの水平断面を四角形とすることにより、上述のように領域６Ｂ内の容量を増やすことが出来、溶媒やガスなどを効率よく充填することができる。また溶媒を充填する場合は、貫通孔６の断面を大きくすることができるため、気泡の低減にも寄与する。なお、この場合のセンサチップとは、その表面に細胞やＤＮＡ等の被検体を保持する機能を有するものである。 By the way, this mounting substrate 7 is useful for various sensors such as the cell electrophysiological sensor of this embodiment, other DNA sensors, carbohydrate sensors, and protein sensors, regardless of the presence or absence of the protrusions 13. That is, as shown in FIG. 2, the mounting substrate 7 is provided with a through hole 6 having a region 6A having a circular horizontal cross section and a region 6B having a square horizontal cross section provided on the region 6A. If sensor chips of various sensors such as a cell electrophysiological sensor and other DNA sensors are inserted into the region 6A of the through hole 6, the stress load on the sensor chip is reduced and the through hole is taken into consideration without considering the direction of the sensor chip. 6 can be inserted, and the productivity is excellent. In addition, by making the horizontal section of the region 6B a quadrangle, the capacity in the region 6B can be increased as described above, and the solvent, gas, and the like can be efficiently filled. Moreover, when filling with a solvent, since the cross section of the through-hole 6 can be enlarged, it contributes also to reduction of a bubble. In this case, the sensor chip has a function of holding a specimen such as a cell or DNA on its surface.

さらに本実施の形態における突起部１３の水平断面は円形である。水平断面が円形であれば、角部が無いため、図１のプローブ形電極１０や分注器のヘッド１１が引っ掛かりにくく、滑らかに貫通孔６中央側へと導くことが出来る。また角部が無いと、気泡の発生も抑制できる。 Furthermore, the horizontal cross section of the protrusion 13 in the present embodiment is circular. If the horizontal cross section is circular, there is no corner, so the probe electrode 10 of FIG. 1 and the dispenser head 11 are not easily caught and can be smoothly guided to the center of the through hole 6. If there are no corners, the generation of bubbles can be suppressed.

また本実施の形態では、図３に示すように、センサチップ９は薄板１６と、この薄板１６上に設けられた枠体１７とからなり、薄板１６にはその上面から下面までを貫通する導通孔１８が形成されている。センサチップ９は、薄板１６単体でもよいが、この薄板１６と枠体１７とを一体成形しておくことによって、薄板１６の膜厚が薄くても実装しやすく、ガラス管８との接着も容易となる。 In the present embodiment, as shown in FIG. 3, the sensor chip 9 is composed of a thin plate 16 and a frame body 17 provided on the thin plate 16, and the thin plate 16 is electrically connected through the upper surface to the lower surface. A hole 18 is formed. The sensor chip 9 may be a single thin plate 16, but by integrally forming the thin plate 16 and the frame body 17, the sensor chip 9 can be easily mounted even when the thin plate 16 is thin and can be easily bonded to the glass tube 8. It becomes.

ここで、センサチップ９は、その導通孔１８に細胞を捕捉するためのものであると共に、このセンサチップ９の上下領域の境界として機能し、この導通孔１８以外の領域でセンサチップ９の上下間が電気的に導通するのを抑えるものである。したがって、この機能を有していれば図３に示す形態以外でもよい。 Here, the sensor chip 9 serves to capture cells in the conduction hole 18 and functions as a boundary between the upper and lower regions of the sensor chip 9, and the upper and lower sides of the sensor chip 9 in regions other than the conduction hole 18. This prevents electrical conduction between the gaps. Therefore, any form other than that shown in FIG.

また本実施の形態では、センサチップ９側面とガラス管８とはガラス溶着している。これは、例えばガラス管８の下端側にセンサチップ９を挿入後、ガラス管８の側面外方からバーナー等で加熱することによって、図３に示すようにガラス管８の下端が内側へ湾曲し、センサチップ９と溶着することができる。このようにセンサチップ９とガラス管８とをガラス溶着する場合も、本実施の形態のようにセンサチップ９が枠体１７を有する形態をしていると、接合面積が大きくなり、接着強度も高まる。 Moreover, in this Embodiment, the sensor chip 9 side surface and the glass tube 8 are glass-welded. For example, the sensor chip 9 is inserted into the lower end side of the glass tube 8 and then heated with a burner or the like from the outside of the side surface of the glass tube 8 so that the lower end of the glass tube 8 is bent inward as shown in FIG. The sensor chip 9 can be welded. Thus, when the sensor chip 9 and the glass tube 8 are welded to the glass, if the sensor chip 9 has the frame 17 as in the present embodiment, the bonding area increases and the adhesive strength also increases. Rise.

なお、本実施の形態では、センサチップ９はシリコン単結晶基板、あるいはＳＯＩ基板、ガラス基板、水晶基板等をエッチングすることにより形成でき、薄板１６の膜厚は、厚み１０μｍ〜１００μｍ、導通孔１８は開口径１μｍ〜３μｍφとした。この導通孔１８の開口径は５μｍ以下が細胞１９を保持するために適している。本実施の形態では、ドライエッチングにより微細な導通孔１８を形成した。 In the present embodiment, the sensor chip 9 can be formed by etching a silicon single crystal substrate or an SOI substrate, a glass substrate, a quartz substrate, etc., and the thin plate 16 has a thickness of 10 μm to 100 μm and a conduction hole 18. The opening diameter was 1 μm to 3 μmφ. An opening diameter of the conduction hole 18 of 5 μm or less is suitable for holding the cells 19. In the present embodiment, fine conductive holes 18 are formed by dry etching.

また本実施の形態では、センサチップ９を保持するホルダとして、ガラス管８を用いた。このガラス管８は、気泡低減の観点から、水との接触角が０度以上１０度以下の親水性の高いガラスで形成されていることが望ましい。したがって、ガラス管８の材料としては、二酸化ケイ素を含むガラスであることが好ましく、例えばホウケイ酸ガラス（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）などが挙げられる。 In the present embodiment, the glass tube 8 is used as a holder for holding the sensor chip 9. The glass tube 8 is desirably formed of highly hydrophilic glass having a contact angle with water of 0 ° to 10 ° from the viewpoint of reducing bubbles. Accordingly, the material of the glass tube 8 is preferably glass containing silicon dioxide, for example, borosilicate glass (Corning; # 7052, # 7056), aluminosilicate glass or lead borosilicate glass (Corning; # 8161). Etc.

なお、水との接触角とは、固体表面の上に純水などの液滴を乗せ，平衡になった状態で、液滴表面と固体表面のなす角度をいう。そして、その測定方法は一般的にθ／２法を用いることができる。その方法は液滴の左右端点と頂点を結ぶ直線の、固体表面に対する角度から接触角を求めることができる。または分度器などを用いて測ることも可能である。 The contact angle with water refers to an angle formed between the droplet surface and the solid surface in a state where a droplet such as pure water is placed on the solid surface and is in equilibrium. And the measuring method can generally use the θ / 2 method. In this method, the contact angle can be obtained from the angle of the straight line connecting the left and right end points and the vertex of the droplet with respect to the solid surface. It is also possible to measure using a protractor or the like.

さらに図３に示すように、ガラス管８の湾曲していない部分の内径ｄ₁は、センサチップ９の外径ｄ₂よりも大きく、約１４００μｍとした。またガラス管８の外径ｄ₃は、約２０００μｍとした。そして本実施の形態では、ガラス管８の内側面とセンサチップ９の外側面との距離ｄ₄が５０μｍから４００μｍ程度とした。このようにガラス管８とセンサチップ９との間に隙間を設けることにより、これらを溶着する前段階でセンサチップ９とガラス管８とが接触し、これらが破損するのを抑制することができる。 Further, as shown in FIG. 3, the inner diameter d ₁ of the uncurved portion of the glass tube 8 is larger than the outer diameter d ₂ of the sensor chip 9 and is about 1400 μm. The outer diameter d ₃ of the glass tube 8 was about 2000 μm. In the present embodiment, the distance d ₄ between the inner side surface of the glass tube 8 and the outer side surface of the sensor chip 9 is about 50 μm to 400 μm. Thus, by providing a gap between the glass tube 8 and the sensor chip 9, it is possible to suppress the sensor chip 9 and the glass tube 8 from contacting each other and damaging them before they are welded. .

さらにガラス管８の長さｄ₅はセンサチップ９の高さｄ₆よりも長く、２０００μｍとした。 Furthermore, the length d ₅ of the glass tube 8 is longer than the height d ₆ of the sensor chip 9 and is 2000 μm.

またガラスの軟化点は作業性の観点から重要な要素である。ガラス管８をセンサチップ９側面にガラス溶着するために都合の良い温度は、ガラスの軟化点以上であり、そしてより好ましくは５００〜９００℃の範囲である。５００℃より低いガラスを用いると強度が不十分であり、９００℃を越えると作業性が悪くなるからである。 The softening point of glass is an important factor from the viewpoint of workability. A convenient temperature for glass welding the glass tube 8 to the side of the sensor chip 9 is above the softening point of the glass and more preferably in the range of 500-900 ° C. This is because if glass lower than 500 ° C. is used, the strength is insufficient, and if it exceeds 900 ° C., workability deteriorates.

また実装基板７の材料としては、ガラス管８よりも弾性の小さい（軟らかい）材料が好ましく、例えば熱可塑性樹脂が挙げられる。熱可塑性樹脂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。 The material of the mounting substrate 7 is preferably a material that is less elastic (softer) than the glass tube 8, and examples thereof include a thermoplastic resin. By using means such as injection molding for the thermoplastic resin material, a highly homogeneous molded body can be obtained with high productivity.

さらに、図１に示すように、ガラス管８を接着剤２０でガラス管８の貫通孔６内に固定する場合は、実装基板７の材料は、熱可塑性樹脂の中でもポリカーボネート（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が好ましい。 Furthermore, as shown in FIG. 1, when fixing the glass tube 8 in the through-hole 6 of the glass tube 8 with the adhesive 20, the material of the mounting substrate 7 is a polycarbonate (PC), polyethylene (among other thermoplastic resins). Any of PE), olefin polymer, polymethyl methacrylate acetate (PMMA), or a combination thereof is preferred.

これらの材料からなる実装基板７は、紫外線硬化型の接着剤２０を用いることによって、容易に親水性に優れたガラス管８と接合することができる。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。 The mounting substrate 7 made of these materials can be easily joined to the glass tube 8 having excellent hydrophilicity by using the ultraviolet curable adhesive 20. More preferably, the thermoplastic resin is a cyclic olefin polymer, a linear olefin polymer, a cyclic olefin copolymer obtained by polymerizing them, or polyethylene (PE), from the viewpoint of workability, production cost, and material availability. To preferred.

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。またこれらの材料は紫外線を透過させることができることから、紫外線硬化型の接着剤２０を用いる時に効果を発揮する。 In particular, the cyclic olefin copolymer is highly transparent and highly resistant to inorganic chemicals such as alkalis and acids, and is suitable for the production method or use environment of the present invention. In addition, since these materials can transmit ultraviolet rays, they are effective when the ultraviolet curable adhesive 20 is used.

また本実施の形態では、突起部１３は実装基板７と一体成形されているため、突起部１３の材料は実装基板７と同じである。突起部１３を、ガラス管８よりも弾性が小さい（軟らかい）材料で構成することによって、この突起部１３にプローブ形電極１０や分注器のヘッド１１が当たっても、これらの損傷を抑制することができる。 In the present embodiment, since the protrusion 13 is formed integrally with the mounting substrate 7, the material of the protrusion 13 is the same as that of the mounting substrate 7. By constituting the protrusion 13 with a material having a smaller elasticity (softer) than the glass tube 8, even if the protrusion 13 hits the probe electrode 10 or the head 11 of the dispenser, these damages are suppressed. be able to.

なお、本実施の形態のように、センサチップ９を実装基板７に実装する方法は、実装基板７全体をシリコン基板で形成し、実装基板７に導通孔１８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１８が存在した場合においてリペア性を有する。 Note that, as in the present embodiment, the method of mounting the sensor chip 9 on the mounting substrate 7 is compared with the case where the entire mounting substrate 7 is formed of a silicon substrate and the conduction holes 18 are directly formed in the mounting substrate 7. The cost is reduced, the yield is improved, and repairability is provided when defective conductive holes 18 are present in part.

次に本実施の形態における細胞電気生理センサを用いた測定方法について説明する。 Next, a measurement method using the cell electrophysiological sensor in the present embodiment will be described.

図１に示すように貫通孔６の上方から分注器のヘッド１１を挿入し、センサチップ９の上方に細胞外液（電解液）を注入する。このとき、ヘッド１１はできるだけセンサチップ９に近づけるよう、貫通孔６の奥深く（下方）まで挿入することが好ましい。センサチップ９と離れた位置から液体を注入すると、気泡が発生しやすくなり、気泡が導通を阻害したり、細胞を捕捉する際、邪魔になったりすることがあるからである。本実施の形態では、ヘッド１１は、その先端がガラス管８内部であってセンサチップ９のすぐ近傍に到達するまで挿入させている。 As shown in FIG. 1, a dispenser head 11 is inserted from above the through-hole 6, and an extracellular fluid (electrolytic solution) is injected above the sensor chip 9. At this time, it is preferable to insert the head 11 deeply (downward) of the through hole 6 so as to be as close to the sensor chip 9 as possible. This is because if liquid is injected from a position away from the sensor chip 9, bubbles are likely to be generated, and the bubbles may interfere with conduction or get in the way when capturing cells. In the present embodiment, the head 11 is inserted until its tip is inside the glass tube 8 and reaches the immediate vicinity of the sensor chip 9.

なお、本実施の形態では、ガラス管８内部を含み実装基板７の貫通孔６内部は、電解液を貯留する電解槽として機能する。 In the present embodiment, the inside of the through hole 6 of the mounting substrate 7 including the inside of the glass tube 8 functions as an electrolytic cell for storing the electrolytic solution.

またセンサチップ９の下方には、細胞内液を注入する。ここで実装基板７の下方の空間２１は、電解液を貯留する電解槽として機能する。 In addition, intracellular fluid is injected below the sensor chip 9. Here, the space 21 below the mounting substrate 7 functions as an electrolytic cell for storing the electrolytic solution.

ここで細胞外液とは例えば哺乳類筋細胞の場合、代表的には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って、細胞内液とは、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。 Here, for example, in the case of mammalian muscle cells, the extracellular fluid is typically 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. Is an electrolyte containing about 155 mM K ⁺ ions, about 12 mM Na ⁺ ions, and about 4.2 mM Cl ⁻ ions.

そして次に、貫通孔６の上方からプローブ形電極１０を挿入する。この時、プローブ形電極１０は、できるだけセンサチップ９に近づけるよう、貫通孔６の奥深くまで挿入することが好ましい。センサチップ９とプローブ形電極１０との距離が長いと、貫通孔６内において、電解液の水位が低い場合に測定が出来ないからである。 Next, the probe electrode 10 is inserted from above the through hole 6. At this time, it is preferable that the probe-type electrode 10 is inserted deep into the through hole 6 so as to be as close to the sensor chip 9 as possible. This is because if the distance between the sensor chip 9 and the probe-type electrode 10 is long, measurement cannot be performed in the through hole 6 when the water level of the electrolytic solution is low.

すなわち、例えば電解液を注入後、細胞を溶媒と共に注入し、最後に薬液を注入する場合、電解液のみが注入された段階では水位が低い。したがって本実施の形態のように、プローブ形電極１０はできるだけ奥深くまで（下方まで）挿入することによって、この電解液のみが注入された段階でも電位を測定することができる。 That is, for example, when the electrolyte is injected, the cells are injected together with the solvent, and finally the chemical solution is injected, the water level is low when only the electrolyte is injected. Therefore, as in the present embodiment, the probe-type electrode 10 is inserted as deep as possible (downward), so that the potential can be measured even when only this electrolyte is injected.

またプローブ形電極１０とセンサチップ９との間の距離が長いと、この間の電気的パスにおいて気泡やゴミなどが介在しやすく、測定が不能になったりノイズが発生したりする場合があり、細胞電気生理センサの測定精度が低下してしまう。これに対し本実施の形態では、プローブ形電極１０をできるだけセンサチップ９に近づけているため、ノイズを低減し、測定精度を向上させることができる。なお本実施の形態では、プローブ形電極１０は、その先端がガラス管８内に到達するまで挿入している。 Also, if the distance between the probe-shaped electrode 10 and the sensor chip 9 is long, bubbles and dust are likely to intervene in the electrical path between them, and measurement may become impossible or noise may occur. The measurement accuracy of the electrophysiological sensor is lowered. On the other hand, in this embodiment, since the probe-type electrode 10 is as close to the sensor chip 9 as possible, noise can be reduced and measurement accuracy can be improved. In the present embodiment, the probe-type electrode 10 is inserted until the tip reaches the glass tube 8.

そしてこのように細胞外液と電気的に接続されたプローブ形電極１０と、細胞内液と電気的に接続された電極１２との間では、１００ｋΩ〜１０ＭΩ程度の導通抵抗値を観測することができる。これは導通孔１８を介して細胞内液あるいは細胞外液が浸透し、プローブ形電極１０と電極間で電気回路が形成されるからである。 In addition, a conduction resistance value of about 100 kΩ to 10 MΩ can be observed between the probe-type electrode 10 electrically connected to the extracellular fluid and the electrode 12 electrically connected to the intracellular fluid. it can. This is because the intracellular fluid or extracellular fluid permeates through the conduction hole 18 and an electric circuit is formed between the probe electrode 10 and the electrode.

次に、センサチップ９上方から分注器のヘッド１１を介して細胞を投入する。 Next, cells are introduced from above the sensor chip 9 via the head 11 of the dispenser.

そして、その後貫通孔６下方の空間２１を減圧すると、図３に示すように細胞１９は導通孔１８の開口部に引き付けられる。このように細胞１９が導通孔１８の開口部を塞ぐことによって、細胞外液と細胞内液との間の電気抵抗が１ＧΩ以上の十分に高い状態となる（ギガシールと呼ぶ）。このギガシール状態では、細胞１９の電気生理活動によって細胞内外の電位が変化すれば、わずかな電位差あるいは電流であっても高精度に測定できる。 Then, when the space 21 below the through hole 6 is depressurized, the cells 19 are attracted to the opening of the conduction hole 18 as shown in FIG. Thus, when the cell 19 closes the opening of the conduction hole 18, the electrical resistance between the extracellular fluid and the intracellular fluid becomes a sufficiently high state of 1 GΩ or more (referred to as giga seal). In this giga-seal state, if the potential inside and outside the cell changes due to the electrophysiological activity of the cell 19, even a slight potential difference or current can be measured with high accuracy.

次に図１の貫通孔６の下方の空間２１にナイスタチンなどの薬剤を注入するか、あるいは吸引（減圧）によって導通孔１８を塞いでいる細胞膜に穴を開ける（ホールセルと呼ぶ）。 Next, a drug such as nystatin is injected into the space 21 below the through-hole 6 in FIG. 1, or a hole is made in the cell membrane closing the conduction hole 18 by suction (decompression) (referred to as a whole cell).

その後センサチップ９上方から分注器のヘッド１１を介して薬液を注入し、細胞（図３の１９）を刺激する。この時、細胞１９を刺激する方法としては、本実施の形態のように薬液などの化学的刺激でもよく、その他電気信号などの物理的刺激でも良い。そしてこれらの化学的あるいは物理的刺激によって、細胞１９のイオンチャネルが反応した場合は、その反応をプローブ形電極１０と電極１２間における電位差（あるいは電流値変化や抵抗値変化）によって検出することができる。 Thereafter, a chemical solution is injected from above the sensor chip 9 through the head 11 of the dispenser to stimulate the cells (19 in FIG. 3). At this time, the method for stimulating the cells 19 may be chemical stimulation such as a chemical solution as in the present embodiment, or other physical stimulation such as an electrical signal. When the ion channel of the cell 19 reacts due to these chemical or physical stimuli, the reaction can be detected by a potential difference (or a change in current value or a change in resistance value) between the probe electrode 10 and the electrode 12. it can.

以下本実施の形態における効果を説明する。 The effects in this embodiment will be described below.

本実施の形態では測定時におけるガラス管８の損傷を低減することができる。その理由を以下に説明する。 In the present embodiment, damage to the glass tube 8 during measurement can be reduced. The reason will be described below.

すなわち、測定精度を向上させるためには、プローブ形電極１０や分注器のヘッド１１の先端を出来るだけセンサチップ９に近づけることが好ましく、したがってこれらのプローブ形電極１０やヘッド１１は貫通孔６の奥深くにまで挿入することになる。特にガラス管８の下端部側にセンサチップ９を挿入した場合は、ガラス管８内にまでプローブ形電極１０やヘッド１１を挿入することが好ましい。 That is, in order to improve the measurement accuracy, it is preferable to bring the tip of the probe-type electrode 10 and the head 11 of the dispenser as close to the sensor chip 9 as possible. It will be inserted deep inside. In particular, when the sensor chip 9 is inserted on the lower end side of the glass tube 8, it is preferable to insert the probe electrode 10 and the head 11 into the glass tube 8.

このようにプローブ形電極１０やヘッド１１を貫通孔６の下方まで挿入すると、これらのプローブ形電極１０やヘッド１１の僅かな位置ずれによって、これらがガラス管８に接触し、ガラス管８が損傷してしまうことがある。 When the probe-type electrode 10 or the head 11 is inserted below the through-hole 6 in this way, the probe-type electrode 10 or the head 11 is brought into contact with the glass tube 8 due to a slight misalignment, and the glass tube 8 is damaged. May end up.

これに対し本実施の形態では、ガラス管８の上端に上述のような軟らかい突起部１３を設けている為、測定時におけるガラス管８の損傷を低減することができる。 On the other hand, in this embodiment, since the soft protrusion 13 as described above is provided at the upper end of the glass tube 8, damage to the glass tube 8 at the time of measurement can be reduced.

すなわち本実施の形態では、ガラス管８の上端を突起部１３で保護しながら、分注器のヘッド１１やプローブ形電極１０を突起部１３の斜面または湾曲に沿って貫通孔６の中央側へと導くことができる。 That is, in the present embodiment, while the upper end of the glass tube 8 is protected by the protrusion 13, the head 11 and the probe-shaped electrode 10 of the dispenser are moved toward the center of the through hole 6 along the slope or curve of the protrusion 13. Can lead to.

そしてその結果、測定時におけるガラス管８の損傷を低減できる。 As a result, damage to the glass tube 8 during measurement can be reduced.

なお、本実施の形態では、貫通孔６の水平断面形状は、上方の開口部側が四角形で、ガラス管８が挿入されている領域よりも断面積が大きくなっている。このような構造の場合、プローブ形電極１０や分注器のヘッド１１が貫通孔６の上方に配置された段階で、これらが端の方へ位置ずれしていると、これらが下方へと挿入される際にガラス管８に接触し、ガラス管８を損傷することがある。したがって本実施の形態のように、貫通孔６の水平断面形状を変化させる場合は、突起部１３を設けることによってガラス管８の損傷を抑制することが有用である。 In the present embodiment, the horizontal cross-sectional shape of the through-hole 6 is quadrangular on the upper opening side and has a larger cross-sectional area than the region where the glass tube 8 is inserted. In the case of such a structure, when the probe electrode 10 and the head 11 of the dispenser are disposed above the through-hole 6, if they are displaced toward the end, they are inserted downward. When the glass tube 8 is touched, the glass tube 8 may be damaged. Therefore, when the horizontal cross-sectional shape of the through-hole 6 is changed as in the present embodiment, it is useful to suppress damage to the glass tube 8 by providing the protrusion 13.

また本実施の形態では、貫通孔６の内部に突起部１３を設けたため、ガラス管８の位置決めが容易になる。 Moreover, in this Embodiment, since the projection part 13 was provided in the inside of the through-hole 6, positioning of the glass tube 8 becomes easy.

さらに本実施の形態では、センサチップ９の外周および上方を、親水性のガラス管８で囲っている為、気泡の発生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向上させることができる。 Further, in the present embodiment, since the outer periphery and upper part of the sensor chip 9 are surrounded by the hydrophilic glass tube 8, the generation of bubbles can be reduced, and the measurement accuracy of the cell electrophysiological sensor can be improved. it can.

さらにガラス管８とセンサチップ９とはガラス溶着により接合されているため、接合強度が高く、気密性に優れている。したがって、ガラス管８とセンサチップ９との隙間に電解液が流れ込むのを抑制することができ、リーク電流の低減に寄与する。 Furthermore, since the glass tube 8 and the sensor chip 9 are bonded by glass welding, the bonding strength is high and the airtightness is excellent. Therefore, it is possible to suppress the electrolyte from flowing into the gap between the glass tube 8 and the sensor chip 9, which contributes to a reduction in leakage current.

また本実施の形態では、隙間があると気泡が発生しやすいため、突起部１３の下面とガラス管８の上端面とを密着して接触させた。 In this embodiment, if there is a gap, bubbles are likely to be generated. Therefore, the lower surface of the protrusion 13 and the upper end surface of the glass tube 8 are brought into close contact with each other.

なお、本実施の形態では、図１に示すように、突起部１３は上方から下方に向けて内側に突出する斜面１４で形成したが、例えば図４に示すように内側へ湾曲する湾曲面２２や、あるいは図５に示すように、外側へ湾曲する湾曲面２３で形成してもよい。 In the present embodiment, as shown in FIG. 1, the protrusion 13 is formed by the slope 14 that protrudes inwardly from above to below, but for example, as shown in FIG. 4, a curved surface 22 that curves inwardly. Alternatively, as shown in FIG. 5, it may be formed of a curved surface 23 that curves outward.

また本実施の形態では、突起部１３の下面１５は貫通孔６の貫通方向に対してほぼ垂直としたが、ガラス管８を挿入する前の突起部１３の下面１５は、図６に示すように上方から下方に向って内側へ突出する斜面であってもよい。このように突起部１３をやや斜め下向きに形成しておくことによって、ガラス管８を挿入すれば、この突起部１３に上向きの力が掛かり、弾性変形してガラス管８上端を密着して接合させることが出来る。 Further, in the present embodiment, the lower surface 15 of the protrusion 13 is substantially perpendicular to the through direction of the through-hole 6, but the lower surface 15 of the protrusion 13 before the glass tube 8 is inserted is as shown in FIG. Alternatively, it may be a slope that protrudes inward from above to below. By forming the protrusion 13 slightly obliquely downward in this way, if the glass tube 8 is inserted, an upward force is applied to the protrusion 13 and elastically deforms so that the upper end of the glass tube 8 is adhered and bonded. It can be made.

また本実施の形態では、プローブ形電極１０および分注器のヘッド１１をいずれも貫通孔６の下方にまで挿入したが、いずれか一方でも挿入する形態であれば、突起部１３によってガラス管８の損傷を抑制する効果を利用することができる。 In the present embodiment, the probe electrode 10 and the dispenser head 11 are both inserted to the lower side of the through-hole 6. However, if either one is inserted, the glass tube 8 is formed by the protrusion 13. The effect of suppressing the damage can be utilized.

なお、突起部１３は貫通孔６の内周の一部にのみ形成してもよいが、本実施の形態では、突起部１３を環状とすることによって、プローブ形電極１０および分注器のヘッド１１がどの方向に位置ずれしてもガラス管８の損傷を抑制することができる。 The protrusion 13 may be formed only on a part of the inner periphery of the through-hole 6, but in the present embodiment, the protrusion 13 is formed in an annular shape so that the probe electrode 10 and the head of the dispenser are formed. The glass tube 8 can be prevented from being damaged regardless of the direction in which 11 is displaced.

本発明は、例えば高精度かつ高速の薬品スクリーニングシステムにかかる細胞電気生理センサに有用である。 The present invention is useful, for example, for a cell electrophysiological sensor according to a high-precision and high-speed drug screening system.

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 同細胞電気生理センサの要部を拡大した分解斜視図The exploded perspective view which expanded the principal part of the same cell electrophysiological sensor 同細胞電気生理センサの要部を拡大した断面図Sectional view enlarging the main part of the same cell electrophysiological sensor 本発明の実施の形態１における別の例の細胞電気生理センサの要部断面図Sectional drawing of the principal part of the cell electrophysiological sensor of another example in Embodiment 1 of this invention. 本発明の実施の形態１における別の例の細胞電気生理センサの要部断面図Sectional drawing of the principal part of the cell electrophysiological sensor of another example in Embodiment 1 of this invention. 本発明の実施の形態１における別の例の細胞電気生理センサの断面図Sectional drawing of the cell electrophysiological sensor of another example in Embodiment 1 of this invention 従来の細胞電気生理センサの断面図Sectional view of a conventional cellular electrophysiological sensor

Explanation of symbols

６貫通孔
６Ａ領域
６Ｂ領域
７実装基板
８ガラス管
９センサチップ（細胞捕捉部）
１０プローブ形電極
１１ヘッド
１２電極
１３突起部
１４斜面
１５下面
１６薄板
１７枠体
１８導通孔
１９細胞
２０接着剤
２１空間
２２湾曲面
２３湾曲面 6 Through-hole 6A area 6B area 7 Mounting substrate 8 Glass tube 9 Sensor chip (cell trapping part)
DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Probe type electrode 11 Head 12 Electrode 13 Protrusion part 14 Slope 15 Lower surface 16 Thin plate 17 Frame 18 Conduction hole 19 Cell 20 Adhesive 21 Space 22 Curved surface 23 Curved surface

Claims

A mounting substrate having a through hole;
A tubular holder inserted into the through hole;
With a cell capture part inserted into this holder,
In the inner periphery of the through hole,
A protrusion is provided above the holder,
The protrusion is a cell electrophysiological sensor having an inclined surface or a curved surface protruding inward from above to below.

The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the protrusion is annular.

The protrusion is
The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the cell electrophysiological sensor is formed of a material that is less elastic than the holder.

The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the holder is a glass tube.

The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein a horizontal cross section of the through hole below the protrusion is circular.

The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein a horizontal cross section of the through hole above the protrusion is a quadrangle.

The horizontal cross section of the through hole at the tip of the protrusion is
The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the area is smaller than a horizontal cross section of the through hole below the protrusion.

The horizontal cross section of the through hole in the protrusion is
The cell electrophysiological sensor according to claim 1, which is circular.

The tip of the protrusion is
The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the cell electrophysiological sensor projects beyond the holder toward the inside of the through hole.

The bottom surface of the protrusion is
The cell electrophysiological sensor according to claim 1, wherein the cell electrophysiological sensor is a plane perpendicular to a penetration direction of the through hole.