JP4973618B2 - 細胞電気生理センサの製造方法および製造装置 - Google Patents

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の製造方法および製造装置に関するものである。

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、このパッチクランプ法によってイオンチャンネルの様々な機能が解明されてきた。そして、イオンチャン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。

しかし、一方で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り、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。

このため、個々の細胞についてマイクロピペットの挿入を必要とせず、減圧を行うだけで自動的に細胞を固定・測定を行うことができる自動化システムの開発が進んでいる。

従来の細胞電気生理センサは、図９に示すように樹脂からなる実装基板１と、この実装基板１の貫通孔２に挿入されたシリコンからなるセンサチップ３と、実装基板１の上方および下方にそれぞれ配置された電極４、５とを備えている。

また、センサチップ３は、導通孔６を備えている。そして実装基板１の貫通孔２内および実装基板１上に配置された電解槽７と、下側に配置された電解槽８とは、共に電解液で満たされ、これらの電解槽７、８は実装基板１とセンサチップ３とで仕切られている。

そして、この細胞電気生理センサは電解槽７に細胞９を注入し、導通孔６の上方から加圧、あるいは下方から減圧することで細胞９を導通孔６の開口部に吸引し捕捉することができる。そして、例えばこの細胞９の上から薬剤を投与し、電解槽７、８間の電位差を電極４、５で測定すれば、細胞９の薬理反応を判断することができる（例えば、特許文献１参照）。
特表２００２−５１８６７８号公報

従来のセンサチップ３は、細胞電気生理センサの測定精度が低いという課題があった。

その理由は、センサチップ３の導通孔６近傍に気泡１０が付着しやすいからである。

すなわち、従来の細胞電気生理センサはセンサチップ３の外周が実装基板１の貫通孔２内壁で囲まれている。そして、この実装基板１は疎水性のため、貫通孔２内は気泡が発生しやすく、この気泡がセンサチップ３の導通孔６近傍に付着すると、細胞９と導通孔６開口部との密着性が弱まり、あるいは細胞９の吸引が妨げられ、結果として細胞電気生理センサの測定精度が低下するのである。

そこで、本発明は、測定精度の高い細胞電気生理センサを製造することを目的とする。

この目的を達成するため本発明は、センサチップを保持する工程と、このセンサチップの側面外周を囲むガラス管を保持する工程と、このガラス管の外方からガラス管側面に向けて風圧を与えるとともに、このガラス管を溶融させてセンサチップの側面とガラス溶着させる工程とを備えたものである。

これにより、本発明は、測定精度の高い細胞電気生理センサを製造することができる。

すなわち、本発明によれば、センサチップの外周を親水性の高いガラス管で囲むことができる。従って、センサチップの周辺において、気泡が発生しにくい細胞電気生理センサを製造することができる。

そしてその結果、導通孔近傍に気泡が付着しにくく、測定精度の高い細胞電気生理センサを製造することができる。

（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、実装基板１１と、この実装基板１１の貫通孔１２内に挿入されたガラス管１３と、このガラス管１３の下端部に挿入されたセンサチップ１４とを備えている。

そして、ガラス管１３内部および実装基板１１の貫通孔１２内は電解槽１５として用いられる。また、実装基板１１の下方には流路基板１６が当接され、この流路基板１６と実装基板１１との間の空間は電解槽１７として用いられる。

また、これらの電解槽１５、１７内には、各電解槽１５、１７に注入される電解液と電気的に接続される電極１８、１９がそれぞれ配置されている。

さらに、センサチップ１４は、図２に示すように、円板状の薄板２０と、この薄板２０上に配置された円筒状の枠体２１とからなる。

本実施の形態では、このセンサチップ１４は二酸化シリコン層の両面をシリコン層で挟んだいわゆるＳＯＩ基板をドライエッチングすることにより形成される。

そして、薄板２０はシリコン層と二酸化シリコン層との積層体であり、枠体２１がシリコン層からなる。すなわち本実施の形態では、薄板２０の細胞捕捉面２２が二酸化シリコン層で構成されている。また、薄板２０にはドライエッチングにより導通孔２３が形成され、この導通孔２３により図１の電解槽１５、１７間が連通できる。

また、薄板２０は厚み１０μｍ〜１００μｍ、導通孔２３は開口径１μｍ〜３μｍφとした。なお、この導通孔２３の開口径は５μｍ以下が細胞を保持するために適している。

また、ガラス管１３は、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のぞましい。従って、ガラス管１３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。

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。

さらに、図２に示すようにガラス管１３の内径ｄ₁は、センサチップ１４の外径ｄ₂よりも大きく、１４００μｍとした。またガラス管１３の外径ｄ₃は、２０００μｍとした。

そして、本実施の形態では、ガラス管１３の内側面とセンサチップ１４外側面との距離ｄ₄が０．０５ｍｍから０．４ｍｍ程度とした。このようにガラス管１３とセンサチップ１４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１４とガラス管１３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。

さらに、ガラス管１３の長さｄ₅はセンサチップ１４の長さｄ₆よりも長く、２０００μｍとした。

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１３をセンサチップ１４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。

さらに、図１に示すような実装基板１１および流路基板１６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。これらの材料からなる実装基板１１は、紫外線硬化型の接着剤２４を用いることによって、容易に親水性に優れたガラス管１３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。

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２４を用いる時に効果を発揮する。

なお、本実施の形態のように、センサチップ１４を実装基板１１に実装する方法は、実装基板１１全体をシリコン基板で形成し、実装基板１１に導通孔（図２の２３）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２３が存在した場合においてリペア性を有する。

次に、本実施の形態における細胞電気生理センサの動作について説明する。

図１に示すように、実装基板１１の貫通孔１２内（ガラス管１３内部を含む）の電解槽１５に細胞外液を貯留し、細胞内液を下側の電解槽１７内に充填する。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。

この状態で、細胞外液と電気的に接続された電極１８と、細胞内液と電気的に接続された電極１９との間で、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（図２の２３）を介して細胞内液あるいは細胞外液が浸透し、二つの電極１８、１９間で電気回路が形成されるからである。

次に、上側の電解槽１５へ細胞を投入する。

そして、その後下側の電解槽１７を減圧すると、細胞は導通孔２３開口部に引き付けられ、導通孔２３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。

次に、本実施の形態における細胞電気生理センサの製造装置を説明する。

この製造装置は、図３に示すようにセンサチップ１４を保持する保持ヘッド２５と、この保持ヘッド２５外周に配置されたガラス管保持機構２６と、ガラス管１３の外方からガラス管１３側面に向けて局所的に風圧を与えるとともに、ガラス管１３を溶融する一つの燃焼装置（バーナー２７）とを備えており、保持ヘッド２５およびガラス管保持機構２６はセンサチップ１４とガラス管１３とをその垂直軸を中心に回転させる機能を有している。

なお、保持ヘッド２５は、センサチップ１４側面をつまんで保持する機構でもよいが、本実施の形態では吸着により保持する機構を用いた。この吸着する機構では、微細なセンサチップへの応力負荷を低減することができる。

また、ガラス管保持機構２６も保持ヘッド２５と同様に吸着する機構でもよいが、ガラス管１３はセンサチップ１４と比較して外形が大きく、機械的強度も高いため、本実施の形態では、ガラス管１３の側面を挟みこむチャック機構とした。

さらに、本実施の形態では、燃焼装置として風圧と燃焼炎とを同時に付与できるバーナー２７を用いたが、例えばガラス管１３の外方からガラス管１３側面に向けて局所的に風圧を与えるモータなどの風圧発生手段とガラス管を溶融するＩＨやヒーター、レーザーなどの加熱手段とを併用してもよい。この場合は、ガラス管１３側面に風圧を与えながら、この風圧印加領域を加熱することによって、後述のようにガラス管１３を内側に熱変形させることができる。

また、本実施の形態では、ガラス溶着する工程において、燃焼炎を用いたが、熱風を用いてもよい。すなわち、製造装置としてはバーナー２７の替わりに、ガラス管１３の外方からガラス管１３側面に向けて、風圧を与えながらガラス管１３を溶融できる熱風発生手段を備えていてもよい。

このような製造装置では、いずれも風圧と熱とでガラス管１３を内側のセンサチップ１４に向けて湾曲させながら変形させることができ、ガラス管１３とセンサチップ１４との間に隙間があっても容易に溶着できる。

また、この製造装置は、保持ヘッド２５の先端、すなわちセンサチップ１４吸着面の断面の直径ｄ₇は、センサチップ１４の外径ｄ₈よりも小さくなるよう設計されている。これにより溶融したガラスが保持ヘッド２５に付着するのを抑制することができる。

さらに、この保持ヘッド２５およびガラス管保持機構２６は、ともに後述のガラス溶着工程における熱に絶えうるよう、耐熱性の高い材料で形成した。そして、特に本実施の形態では、保持ヘッド２５はガラス管保持機構２６よりも熱伝導性の高い超合金からなり、ガラス溶着工程の際に、センサチップ１４に温度ムラが生じるのを抑制している。また、ガラス管保持機構２６は保持ヘッド２５よりも断熱性の高いセラミックからなり、これにより、ガラス溶着工程の際に、装置内部で雰囲気温度が低下するのを抑制している。

次に、本実施の形態における細胞電気生理センサの製造方法を説明する。

まず、図４（ａ）に示すようにセンサチップ１４を保持ヘッド２５で吸引しながら吸着保持する。

次に、図４（ｂ）（ｃ）に示すようにセンサチップ１４を吸着保持した状態で、センサチップ１４が保持ヘッド２５の中央に位置するようにセンタリングを行う。

その後、図４（ｄ）（ｅ）に示すようにセンサチップ１４を保持した保持ヘッド２５を、整列させたガラス管１３内に挿入し、ガラス管保持機構２６でガラス管１３を保持する（チャッキング）。

なお、ガラス管１３を保持する工程はセンサチップ１４を保持するより前に行っても良いが、本実施の形態ではセンサチップ１４を保持する工程の後、ガラス管１３を保持した。この順序の方が、センサチップ１４が破損しにくいと共に、ガラス管とセンサチップの位置関係を中央に保持できるためである。

次に、図４（ｆ）に示すようにバーナー２７をガラス管１３の外方からガラス管１３の下端部側面に向け、ガラス管１３の水平断面とほぼ平行に（すなわち図２の薄板２０と平行に）燃焼炎を勢いよく噴出させる。この時、保持ヘッド２５とガラス管保持機構２６の回転機能を用い、センサチップ１４とガラス管１３とを、センサチップ１４の垂直軸を中心に回転させることで、バーナー２７が一個で燃焼炎が一方向からの噴出であっても容易かつ均一にセンサチップ１４を３６０°溶着することができる。

なお、本実施の形態では、センサチップ１４の枠体（図２の２１）およびガラス管１３は共に円筒型のため、加熱時の均熱性が高く、均一な溶着が可能である。

ここで、本実施の形態ではバーナー２７を用いたため、強力な集中炎を噴出できる。従って図４（ｇ）に示すようにこの炎の勢いで、炎が直に接触するガラス管１３の下端は内側（センサチップ１４側）へと湾曲するように溶融する。これにより、ガラス管１３の内径（図２のｄ₁）がセンサチップ１４の外径（図２のｄ₂）よりも大きい場合も、ガラス管１３とセンサチップ１４とを密着して接合することができる。

その後、図４（ｈ）に示すようにセンサチップ１４とガラス管１３との一体物を設置する。

そして次に、図５（ａ）に示すようにこのセンサチップ１４とガラス管１３との一体物を実装基板１１の貫通孔１２に挿入し、図５（ｂ）に示すように、接着剤２４等で接合すれば本実施の形態における細胞電気生理センサが製造できる。

なお、本実施の形態では、貫通孔１２内壁に突起２８を設けているため、ガラス管１３の位置決めが容易となる。

次に、センサチップ１４の吸着とセンタリングを効率良く行う別の製造方法について図面を用いて説明する。

図６（ａ）〜図６（ｃ）は別の吸着方法を説明するための断面図であり、まず図６（ａ）に示すようにステンレスなどの耐熱性を有する中空状の金属管２９を準備し、この金属管２９の中空内部に水などの所定の表面張力を有する液体３０を充填し、圧力を制御しながら金属管２９の先端部に液滴３０ａを形成する。このため、中空状態の金属管２９に液体３０を充填すること、および中空内部を減圧状態とするためのバルブ制御装置を設けることが好ましい。

また、液滴３０ａの液滴の大きさ（特に幅寸法）はセンサチップ１４の形状よりも大きな形状とすることが好ましい。そして、金属管２９の先端に液滴３０ａを形成するため、容易に中空形状に加工できる金属材料を用いることが好ましい。

さらに、後工程において、ガラス溶着を行うことから耐熱性を有する金属材料あるいは高温で安定なセラミック材料または耐熱性ガラスなどを用いることも可能である。

次に、図６（ｂ）に示すように、この液滴３０ａの表面にセンサチップ１４を接触させると、センサチップ１４は表面張力によって液滴３０ａに吸着された状態となる。

その後、図６（ｃ）に示すように前記液滴３０ａの表面に接触したセンサチップ１４は液滴３０ａの表面張力によってセンサチップ１４は球面状を形成した液滴３０ａの先端中央部へ引き寄せられることが分かった。

そして、このような実験を繰り返した結果、金属管２９の先端部に形成した液滴３０ａに引き寄せられたセンサチップ１４の保持位置は液滴３０ａのほぼ中央先端部に引き寄せられていることが分かった。これによって、センサチップ１４と金属管２９とは中心軸を共有して吸着することができる。

従って、中空構造を形成した所定寸法の金属管２９の先端部に液滴３０ａを形成し、この液滴３０ａの表面張力を利用した吸着方法を用いることによって、センサチップ１４の吸着とセンタリングを液滴３０ａを介して簡単に行うことができる。その後、バルブ操作などによって真空吸引することによって金属管２９の中空内部に存在する液体３０および液滴３０ａを除去するとともに、中空内部を減圧状態に維持することによって、センサチップ１４を金属管２９の先端中央部に真空吸着した状態を実現することができる。

このような方法でセンサチップ１４を吸着した後、図４（ｂ）の工程以降の製造方法を経ることによって、所定の位置に配置した細胞電気生理センサを作製することができる。

以上説明してきたような製造方法を用いることによって、センサチップ１４に機械的応力を負荷することなく微小なセンサチップ１４を保持することが可能となり、センサチップ１４のカケ、ワレなどの構造欠陥を大幅に低減できる製造方法を提供することができる。

以下本実施の形態における効果を説明する。

本実施の形態では測定精度の高い細胞電気生理センサを製造することができる。

すなわち、図９に示すように従来の細胞電気生理センサは、センサチップ３を実装基板１に直接挿入し、接着剤等で固定することにより製造されていた。ここで実装基板１は疎水性のため、実装基板１の貫通孔２内は気泡が発生しやすい。

そして、図９に示すように気泡１０がセンサチップ３の導通孔６近傍に付着すると、細胞９と導通孔６開口部との密着性が弱まり、あるいは導通孔６の上下間で導通が阻害され、細胞電気生理センサの測定精度が低下するのであった。

これに対して、本実施の形態における製造方法および製造装置を用いれば、測定度の高い細胞電気生理センサを製造することができる。

その理由は、本実施の形態ではセンサチップ１４の導通孔２３近傍に気泡の付着しにくいセンサチップ１４を形成することができるからである。

すなわち、本実施の形態の製造方法および製造装置を用いれば、図１に示すように、センサチップ１４の外周、すなわち本実施の形態においては実装基板１１の貫通孔１２とセンサチップ１４との間に、親水性の高いガラス管１３を介在させることができる。従って、センサチップ１４の周辺、すなわち貫通孔１２内に発生する気泡を低減できる。従って、導通孔２３開口部近傍に付着する気泡を低減することができ、結果として測定精度の高い細胞電気生理センサが製造できる。

また、本実施の形態ではセンサチップ１４の上方の周りをガラス管１３が囲っている。これにより、センサチップ１４の上方を気泡が覆ってしまうのを抑制することができる。

すなわち、図９のような従来の構成では、センサチップ３の周りを貫通孔２内壁が囲っている。そして、従来はセンサチップ３も貫通孔２の内壁も疎水性の材料で構成されているため、電解液を充填する際、センサチップ３の上方から枠体内部全体を気泡が覆ってしまい、測定ができなくなることがあった。

これに対して、本実施の形態で製造したセンサチップ１４は、その上方の周りを親水性のガラス管１３が囲っている為、気泡がセンサチップ１４上方を覆うのを抑制することができる。

また、本実施の形態では、微細なセンサチップ１４の外周を、より外径の大きいガラス管１３で密着固定することができ、このガラス管１３ごと実装基板１１に実装すればよいため、実装が容易となる。また、シリコンからなるセンサチップ１４の外径を大きくするよりも、安価なガラス管１３を用いることで材料コストを低減できる。

また、ガラス管１３とセンサチップ１４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。従って、ガラス管１３とセンサチップ１４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。すなわち本実施の形態の製造方法および製造装置を用いれば、測定精度の高い細胞電気生理センサを製造することができる。

また、本実施の形態によれば、燃焼炎をガラス管１３の水平断面に対して平行に、勢いよく噴出したため、燃焼炎がガラス管１３の下端部に集中して当たり、この下端部における外側面（図２の２９）が内側へ湾曲するように形成することができる。これにより、ガラス管１３は実装基板１１の貫通孔１２内に挿入しやすくなる。

また、本実施の形態によれば、ガラス管１３下端部における内壁（図２の３０）も内側へ湾曲する。このように湾曲していれば、角部が形成される場合と比較して気泡が発生しにくくなる。

また、本実施の形態では、バーナー２７を用いたことにより、勢いよく燃焼炎を噴出するとともに、局所的に燃焼炎を当てることができる。従って、ガラス管１３とセンサチップ１４との間に隙間がある場合でも、この炎の勢いを利用してガラス管１３の一部をセンサチップ１４側へと寄せることができる。

また、燃焼炎は多方向から一度に噴出してもよいが、本実施の形態のようにバーナー２７を一領域のみに設置し、燃焼炎を一方向からのみ噴出することが好ましい。

すなわち、多方向からバーナー２７を用いると、燃焼炎による熱風が干渉しあい、炎の勢いが弱まって、ガラス管１３を内側へ湾曲させにくくなるからである。

なお、本実施の形態ではバーナー２７を用いて熱風を発生させているが、例えばモータ等を用いて風を発生させる場合も、風を一方向からガラス管１３の側面に向けて発生させるとより望ましい。多方向から風を発生させると、干渉により風圧が低下することがあるからである。

ただし、ガラス管１３とセンサチップ１４との隙間が狭い場合などは、風圧が低くてもガラス管１３とセンサチップ１４とを容易に接合できるため、バーナー２７を多数用いてもよく、この場合はバーナー２７を放射状に配置すれば均一に溶着できる。そしてバーナー２７を多数用いた場合は溶着時間を短縮することができる。

なお、本実施の形態では、センサチップ１４はガラス管１３の下端部に挿入したが、例えば図７に示すように上端部に挿入してもよく、あるいは図８に示すように中央に挿入してもよい。この場合は、いずれもセンサチップ１４の下方にガラス管１３が存在することになり、ガラス管１３内部を下側の電解槽として用いることができる。従って導通孔２３の出口近傍に気泡が付着するのを抑制することができる。従って、例えば電解槽（図１の１７）を減圧して細胞を吸引する際、気泡によって圧力が上側の電解槽１５に伝達されなくなるのを防ぐことができる。また、導通孔（図２の２３）上下間において電気的導通が阻害されるのを抑制することができる。そしてその結果、細胞電気生理センサの測定精度が向上する。

なお、センサチップ１４の向きは上下逆でもよいが、本実施の形態ではＳＯＩ基板を用いているため、二酸化シリコン層が細胞捕捉面（図２の２２）となる向きに配置することが好ましい。すなわち、二酸化シリコン層はシリコン層と比較して高い絶縁性を有する為、センサチップ１４を介するリーク電流を低減することができる。

以上のように、本発明にかかる細胞電気生理センサは、複数の細胞を一括して効率よく高精度に測定できるため、細胞の電気生理現象の測定に有用である。

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 同細胞電気生理センサの要部拡大断面図 同細胞電気生理センサの製造装置の模式断面図 （ａ）〜（ｈ）同細胞電気生理センサの製造方法を示す図 （ａ）（ｂ）同細胞電気生理センサの製造方法を示す図 （ａ）〜（ｃ）同別の吸着方法を説明するための断面図 同別の例の細胞電気生理センサの断面図 同さらに別の例の細胞電気生理センサの断面図 従来の細胞電気生理センサの断面図

符号の説明

１１ 実装基板
１２ 貫通孔
１３ ガラス管
１４ センサチップ
１５ 電解槽
１６ 流路基板
１７ 電解槽
１８ 電極
１９ 電極
２０ 薄板
２１ 枠体
２２ 細胞捕捉面
２３ 導通孔
２４ 接着剤
２５ 保持ヘッド
２６ ガラス管保持機構
２７ バーナー
２８ 突起
２９ 金属管
３０ 液体
３０ａ 液滴

Claims (16)

1. センサチップを保持する工程と、
   このセンサチップの側面外周を囲むガラス管を保持する工程と、
   このガラス管の外方からこのガラス管側面に向けて風圧を与えるとともに、
   このガラス管を溶融させて前記センサチップの側面とガラス溶着させる工程とを備えた細胞電気生理センサの製造方法。
2. 前記センサチップを保持する工程において、筒状または棒状の保持具の先端に球面状の液滴を形成し、この液滴の表面にセンサチップを接触させ、液滴の表面張力によって前記センサチップを保持具の中央部に整列させて保持する請求項１に記載の細胞電気生理センサの製造方法。
3. 前記ガラス溶着工程では、前記ガラス管の外方からガラス管側面に向けて燃焼炎を噴出する請求項１に記載の細胞電気生理センサの製造方法。
4. 前記ガラス溶着工程において、
   風圧の方向は一方向である請求項１に記載の細胞電気生理センサの製造方法。
5. 前記ガラス溶着工程において、
   燃焼炎を一方向から前記ガラス管の側面に向けて噴出する請求項１に記載の細胞電気生理センサの製造方法。
6. 前記ガラス溶着工程において、
   前記ガラス管を内側へ湾曲させる請求項１に記載の細胞電気生理センサの製造方法。
7. 前記ガラス溶着工程において、
   前記ガラス管およびその内方のセンサチップを、このセンサチップの垂直軸を中心に回転させる請求項１に記載の細胞電気生理センサの製造方法。
8. 前記センサチップを保持した後に、
   前記ガラス管を保持する請求項１に記載の細胞電気生理センサの製造方法。
9. センサチップを保持する保持ヘッドと、
   この保持ヘッドの外周に配置され、ガラス管を保持するガラス管保持機構と、
   前記ガラス管の外方からガラス管側面に向けて風圧を与えるとともにこのガラス管を溶融する燃焼装置とを備えた細胞電気生理センサの製造装置。
10. 前記燃焼装置はバーナーとした請求項９に記載の細胞電気生理センサの製造装置。
11. センサチップを保持する保持ヘッドと、
    この保持ヘッドの外周に配置され、ガラス管を保持するガラス管保持機構と、
    前記ガラス管の外方からガラス管側面に向けて風圧を与える風圧発生手段と、
    前記ガラス管を溶融する加熱手段とを備えた細胞電気生理センサの製造装置。
12. センサチップを保持する保持ヘッドと、
    この保持ヘッドの外周に配置され、ガラス管を保持するガラス管保持機構と、
    前記ガラス管の外方からガラス管側面に向けて風圧を与えるとともに、
    このガラス管を溶融する熱風発生手段とを備えた細胞電気生理センサの製造装置。
13. 前記保持ヘッドおよび前記ガラス管保持機構は、
    前記ガラス管およびセンサチップを、このセンサチップの垂直軸を中心に回転させる機能を有する請求項９、１１、１２のいずれか一つに記載の細胞電気生理センサの製造装置。
14. 前記保持ヘッドの先端における断面は、前記センサチップの外径よりも小さな外径である請求項９、１１、１２のいずれか一つに記載の細胞電気生理センサの製造装置。
15. 前記保持ヘッドは、前記ガラス管保持機構よりも熱伝導性の高い材料からなる請求項９、１１、１２のいずれか一つに記載の細胞電気生理センサの製造装置。
16. 前記ガラス管保持機構は、前記保持ヘッドよりも断熱性の高い材料からなる請求項９、１１、１２のいずれか一つに記載の細胞電気生理センサの製造装置。

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