細胞電生理傳感器的製造方法及其製造裝置的製作方法

2023-06-20 07:47:11

專利名稱：細胞電生理傳感器的製造方法及其製造裝置的製作方法
技術領域：
本發明涉及一種能利用於細胞的藥理反應分析等的細胞電生理傳感器的製造方 法及其製造裝置。
背景技術：
電生理學的膜片鉗法作為對存在於細胞膜的離子溝道進行測定的方法而被公知， 通過該膜片鉗法逐漸解開了離子溝道的各種功能。而且，離子溝道的功能在細胞學中受到 足夠的關注，其也被應用於藥劑的開發。但是，另一方面，膜片鉗法在測定技術中需要以高的精度將微細的微吸管插入一 個細胞這樣極高的能力。因此，需要熟練的工作人員，在需要以高的生產率進行測定的情況 下不是適當的方法。因此，不需要將微吸管插入每個細胞，而通過僅進行減壓即可自動地對細胞進行 固定、測定的自動化系統的開發正在發展。如圖9所示，現有的細胞電生理傳感器具備由樹脂構成的安裝基板1、插入到該 安裝基板1的貫通孔2的由矽構成的傳感器晶片3、分別配置在安裝基板1的上方及下方的 電極4、5。另外，傳感器晶片3具備導通孔6。而且，配置於安裝基板1的貫通孔2內及安裝 基板1上的電解槽7、和配置於下側的電解槽8均由電解液填滿。這些電解槽7、8由安裝基 板1和傳感器晶片3隔開。而且，該細胞電生理傳感器通過使細胞9注入電解槽7，並從導通孔6的上方加壓、 或從下方減壓，可以將細胞9吸引到導通孔6的開口部並進行捕捉。而且，例如從該細胞9 上投入藥劑，只要通過電極4、5測定電解槽7、8間的電位差，則可判斷細胞9的藥理反應 (例如，參照專利文獻1)。現有的傳感器晶片3存在細胞電生理傳感器的測定精度低這樣的課題。其理由是 由於，在傳感器晶片3的導通孔6附近容易附著氣泡10。S卩，如圖9所示，現有的細胞電生理傳感器通過將傳感器晶片3直接插入安裝基板 1，並通過粘接劑等進行固定而製造。細胞電生理傳感器的傳感器晶片3的外周由安裝基板 1的貫通孔2的內壁包圍。由於該安裝基板1具有疏水性，因此，貫通孔2內容易產生氣泡。 該氣泡如果附著在傳感器晶片3的導通孔6附近，細胞9和導通孔6的開口部的緊密性變 弱，或導通孔6的上下間的導通受到阻礙，或妨礙細胞9的吸引。作為其結果，細胞電生理 傳感器的測定精度降低。專利文獻1 (日本)特表2002-518678號公報

發明內容
本發明的目的在於製造測定精度高的細胞電生理傳感器。本發明具有保持傳感器晶片的工序；保持玻璃管的工序，該玻璃管包圍傳感器晶片的側面外周；玻璃焊接的工序，從玻璃管的外方朝向玻璃管側面施加風壓並使玻璃管 熔化而與傳感器晶片的側面進行玻璃焊接。由此，本發明可以製造測定精度高的細胞電生理傳感器。即，根據本發明，可以用 親水性高的玻璃管包圍傳感器晶片的外周。因此，可以製造在傳感器晶片的周邊難以產生 氣泡的細胞電生理傳感器。其結果是，可以製造難以在導通孔附近附著氣泡，測定精度高的 細胞電生理傳感器。


圖1是本發明一實施方式的細胞電生理傳感器的剖面圖；圖2是同上細胞電生理傳感器的主要部分的放大剖面圖；圖3是同上細胞電生理傳感器的製造裝置的示意剖面圖；圖4A是表示同上細胞電生理傳感器的製造方法的圖；圖4B是表示同上細胞電生理傳感器的製造方法的圖；圖4C是表示同上細胞電生理傳感器的製造方法的圖；圖4D是表示同上細胞電生理傳感器的製造方法的圖；圖4E是表示同上細胞電生理傳感器的製造方法的圖；圖4F是表示同上細胞電生理傳感器的製造方法的圖；圖4G是表示同上細胞電生理傳感器的製造方法的圖；圖4H是表示同上細胞電生理傳感器的製造方法的圖；圖5A是表示同上細胞電生理傳感器的製造方法的圖；圖5B是表示同上細胞電生理傳感器的製造方法的圖；圖6A是用於說明同上製造方法的其它的吸附方法的工序的剖面圖；圖6B是用於說明同上製造方法的其它的吸附方法的工序的剖面圖；圖6C是用於說明同上製造方法的其它的吸附方法的工序的剖面圖；圖7是本發明一實施方式的其它的細胞電生理傳感器的剖面圖；圖8是同上實施方式的再其它的細胞電生理傳感器的剖面圖；圖9是現有的細胞電生理傳感器的剖面圖。符號說明11安裝基板12貫通孔13玻璃管14傳感器晶片15電解槽16流路基板17電解槽18 電極19 電極20 薄板21 框體
22細胞捕捉面23導通孔24粘接劑25保持頭26玻璃管保持機構27燃燒器28 突起29金屬管30 液體30a 液滴
具體實施例方式下面，參照附圖對本發明的實施方式進行說明。另外，本發明並不限定於該實施方 式。(實施方式)圖1是本發明一實施方式的細胞電生理傳感器的剖面圖。圖2是同上細胞電生理 傳感器的主要部分放大的剖面圖。如圖1所示，本實施方式的細胞電生理傳感器具備安裝 基板11、插入到該安裝基板11的貫通孔12內的玻璃管13、插入到該玻璃管13的下端部的 傳感器晶片14。玻璃管13內部及安裝基板11的貫通孔12內作為電解槽15而使用。流路基板16 抵接於安裝基板11的下方，該流路基板16和安裝基板11之間的空間作為電解槽17而使用。另外，在這些電解槽15、17內分別配置有與向電解槽15、17注入的電解液電連接 的電極18、19。進而，如圖2所示，傳感器晶片14由圓板狀的薄板20、配置於該薄板20上的圓筒 狀的框體21構成。在本實施方式中，該傳感器晶片14通過乾式蝕刻由矽層夾持二氧化矽層的兩面 的所謂SOI (Silicon On Insulator)基板而形成。S卩，薄板20為矽層和二氧化矽層的層疊體，框體21由矽層構成。即，在本實施方 式中，薄板20的細胞捕捉面22由二氧化矽層構成。在薄板20上通過進行乾式蝕刻而形成 導通孔23，通過該導通孔23可以連通圖1的電解槽15、17之間。另外，薄板20設定為厚度10 μ m 100 μ m、導通孔23的開口徑Φ設定為Ιμπι 3 μ m。另外，該導通孔23的開口徑在5 μ m以下適用於保持細胞。另外，優選玻璃管13由與水的接觸角為0度以上10度以下的親水性高的玻璃形 成。因此，作為玻璃管13的材料，優選為包含二氧化矽的玻璃。列舉例如硼矽酸玻璃(麻 粒(Corning) ；#7052、#7056)、鋁矽酸鹽玻璃或硼矽酸鉛玻璃(麻粒；#8161)等。另外，所謂與水的接觸角是指，在固體表面上載置純水等液滴並在形成平衡的狀 態下，液滴表面和固體表面的構成角度。而且，該測定方法通常可以使用θ/2法。該方法 可以從連結液滴的左右端點和頂點的直線的相對固體表面的角度求得接觸角。另外，也可以使用分度器等進行測量。進而，如圖2所示，玻璃管13的內徑dl比傳感器晶片14的外徑d2大，設置為 1400 μ m。玻璃管13的外徑d3設置為2000 μ m。而且，在本實施方式中，玻璃管13的內側面和傳感器晶片14外側面的距離d4為 從0.05mm到0.4mm左右。這樣，通過在玻璃管13和傳感器晶片14之間設置間隙，可以在 將它們焊接的前階段使傳感器晶片14和玻璃管13接觸，抑制其破損。另外，玻璃管13的 長度d5比傳感器晶片14的長度d6長，設定為2000 μ m。另外，玻璃的軟化點從操作性的觀點看為重要的要素。用於將玻璃管13玻璃焊接 到傳感器晶片14側面的適當的溫度為玻璃的軟化點以上，更優選的是500°C 900°C的範 圍。這是由於，使用可焊接的溫度比500°C低的玻璃時，強度不足，超過900°C時操作性變差。另外，如圖1所示的安裝基板11及流路基板16由樹脂構成時，容易成形，且也容 易組裝。作為材料更優選熱塑性樹脂。由此，這些材料通過使用注射成形等方法可以得到 生產率高、高均質的成形體。進一步優選的是，這些熱塑性樹脂為聚碳酸酯(PC)、聚乙烯 (PE)、烯烴聚合物、聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)的任意一種、或其中兩種以上的組合。由這些 材料構成的安裝基板11通過使用紫外線固化型的粘接劑24(圖1)，可以容易地與親水性優 良的玻璃管13接合。進一步優選的是，作為這些熱塑性樹脂，從操作性、製造成本及材料的 獲得性的觀點來看，優選使用環狀烯烴聚合物、線狀烯烴聚合物、或它們聚合而成的環狀烯 烴共聚物、或聚乙烯(PE)。特別是環狀烯烴共聚物的透明性優良，對鹼、酸等無機系藥劑的耐性較強，適用於 本發明的製造方法或使用環境。另外，由於這些材料可以使紫外線透過，因此，在使用紫外 線固化型的粘接劑24時發揮效果。另外，如本實施方式，將傳感器晶片14安裝於安裝基板11的方法與用矽基板形成 安裝基板11整體並在安裝基板11上直接形成導通孔23(圖2)的情況相比，成本下降，成 品率也提高。另外，與此同時，在局部存在不良的導通孔23的情況下，具有可修復性。接著，對本實施方式的細胞電生理傳感器的動作進行說明。如圖1所示，在安裝基 板11的貫通孔12內(包含玻璃管13內部)的電解槽15內貯留有細胞外液，將細胞內液 填充在下側的電解槽17內。在此，所謂細胞外液是指，例如在哺乳類肌細胞的情況下，代表 性的是添加有K+離子為4mM左右、Na+離子為145mM左右、Cl_離子為123mM左右的電解液。 所謂細胞內液是指添加有K+離子為155mM、Na+離子為12mM左右、Cl_離子為4. 2mM左右的 電解液。在該狀態下，在與細胞外液電連接的電極18和與細胞內液電連接的電極19之間， 可以觀測到IOOkQ 10ΜΩ左右的導通電阻值。這是由於，細胞內液或細胞外液經由導通 孔23(圖2)浸透，在兩個電極18、19之間形成電路。接著，向上側的電解槽15投入細胞。其後，對下側的電解槽17進行減壓時，細胞 被拉嚮導通孔23的開口部，堵塞導通孔23的開口部。由此，細胞外液和細胞內液之間的電 阻形成IG Ω以上的非常高的狀態(下面，將該狀態稱為千兆密封)。在該千兆密封狀態下， 如果通過細胞的電生理活動細胞內外的電位發生變化，則即使稍微的電位差或電流也可以 高精度地進行測定。
接著，使用圖3對本實施方式的細胞電生理傳感器的製造裝置進行說明。圖3是 本實施方式的細胞電生理傳感器的製造裝置的示意剖面圖。如圖3所示，該製造裝置具備 保持傳感器晶片14的保持頭25、配置在該保持頭25的外周的玻璃管保持機構26。另外， 製造裝置具備從玻璃管13的外方朝向玻璃管13側面局部施加風壓，且使玻璃管13熔化的 一個燃燒裝置(燃燒器27)。保持頭25及玻璃管保持機構26具有使傳感器晶片14和玻璃 管I3以其垂直軸25c、26c為中心進行旋轉的功能。另外，保持頭25可以為抓住傳感器晶片14側面而保持的機構，在本實施方式中使 用通過吸附而保持的機構。在該吸附的機構中，可以降低對微細的傳感器晶片的應力負荷。 即，本實施方式的保持頭25由圓柱狀的基部25a、與基部25a連續的前端部25b形成。前端 部25b的外徑d7比基部25a的外徑小。在圓柱狀的中心形成有以圓柱狀的垂直軸25c為 軸的吸引孔25d。通過從吸引孔25d向上方進行吸引，吸引傳感器晶片14。前端部25b的 下表面形成吸附傳感器晶片14的面。玻璃管保持機構26也可以為與保持頭25同樣吸附的機構。但是，由於玻璃管13 與傳感器晶片14比較外形較大，機械強度也高，因此，在本實施方式中設定夾持玻璃管13 的側面的卡盤機構。即，玻璃管保持機構26由左保持部26a和右保持部26b構成。左保持 部26a和右保持部26b配置在保持頭25的外周。由左保持部26a和右保持部26b形成的 空間，即包圍保持頭25的空間形成具有與作為保持頭25的中心的垂直軸25c —致的垂直 軸26c的圓柱狀空間。左保持部26a和右保持部26b分別可以左右移動。因此，通過左保 持部26a及右保持部26b分別向接近垂直軸26c的方向移動，保持玻璃管13。通過左保持 部26a及右保持部26b分別向從垂直軸26c離開的方向移動，解除玻璃管13的保持。進而，在本實施方式中，作為燃燒裝置，使用可以同時施加風壓和燃燒火焰的燃燒 器27。但是，可以兼用例如從玻璃管13的外方朝向玻璃管13側面局部地施加風壓的電動 機等風壓產生裝置、熔化玻璃管的IHanductionHeating)及加熱器、雷射等加熱裝置。在 該情況下，對玻璃管13側面施加風壓，同時對該風壓施加區域進行加熱，由此，如後所述， 可以使玻璃管13向內側熱變形。另外，在本實施方式中，在玻璃焊接的工序中，使用了燃燒火焰，但也可以使用熱 風。即，作為製造裝置，可以代替燃燒器27，具備從玻璃管13的外方朝向玻璃管13側面通 過熱風施加風壓，同時可以使玻璃管13熔化的熱風產生裝置。在這樣的製造裝置中，均可以通過風壓和熱使玻璃管13朝向內側的傳感器晶片 14彎曲並變形，即使玻璃管13和傳感器晶片14之間存在間隙也可以容易地焊接。另外，該製造裝置按照保持頭25的小徑部的前端、即吸附傳感器晶片14的面的截 面的直徑d7比傳感器晶片14的外徑d8小的方式設置。由此，可以抑制熔化的玻璃附著於 保持頭25。另外，該保持頭25及玻璃管保持機構26均由耐熱性高的材料形成，以隔絕後述的 玻璃焊接工序的熱量。而且，特別是在本實施方式中，保持頭25由比玻璃管保持機構26的 熱傳導性高的超合金構成，在玻璃焊接工序時，抑制傳感器晶片14上產生溫度不均。另外， 玻璃管保持機構26由比保持頭25的隔熱性高的陶瓷構成，由此，在玻璃焊接工序時，抑制 因裝置內部使環境溫度降低。接著，使用圖4A 圖4H、圖5A、圖5B對本實施方式的細胞電生理傳感器的製造方法進行說明。圖4A 圖4H及圖5A、圖5B是表示本實施方式的細胞電生理傳感器的製造方 法的圖。首先，晶片吸附工序中，如圖4A所示，用保持頭25將傳感器晶片14從吸引孔25d 向箭頭方向吸弓丨，同時進行吸附保持。接著，在對中工序中，如圖4B、圖4C所示，在對傳感器晶片14進行吸附保持的狀態 下，按照傳感器晶片14位於保持頭25的中央的方式進行對中。另外，圖4B中上下表示玻 璃管保持機構26的側面圖和平面圖。同樣，圖4C中上下表示玻璃管保持機構26的側面圖 和平面圖。S卩，在對中工序中，如圖4B所示，通過將保持頭25及玻璃管保持機構26配置為 使垂直軸一致的對中機構31，如箭頭所示，從左右夾持吸附保持於保持頭25的傳感器晶片 14。由此，如圖4C所示，傳感器晶片14按照保持頭25及玻璃管保持機構26和垂直軸一致 的方式進行對中保持。其後，如圖4C的箭頭所示，消除對中機構31的左右移動。這相當於 保持傳感器晶片14的工序。其後，在夾持工序中，如圖4D所示，將保持傳感器晶片14的保持頭25插入整齊排 列的玻璃管13內。其後，如圖4E所示，通過玻璃管保持機構26保持玻璃管13。這相當於 保持玻璃管13的工序。另外，保持玻璃管13的工序可以在保持傳感器晶片14之前進行，但在本實施方式 中，在保持傳感器晶片14的工序之後保持玻璃管13。該順序是因為，傳感器晶片14更難以 破損，同時，可以將玻璃管和傳感器晶片的位置關係保持在中央。接著，在玻璃焊接工序中，如圖4F所示，使燃燒器27從玻璃管13的外方朝向玻璃 管13的下端部側面並與玻璃管13的水平截面大致平行(即與圖2的薄板20平行)狀態 良好地噴出燃燒火焰。此時，使用保持頭25和玻璃管保持機構26的旋轉功能，使傳感器芯 片14和玻璃管13向箭頭方向以傳感器晶片14的垂直軸為中心進行旋轉。由此，燃燒器27 即使是一個且燃燒火焰從一個方向噴出，也能夠容易且均勻地對傳感器晶片14進行360° 焊接。這相當於使玻璃管13熔化並與傳感器晶片14的側面進行玻璃焊接的工序。另外，在本實施方式中，由於傳感器晶片14的框體21 (圖2)及玻璃管13均為圓 筒型，因此，加熱時的均熱性高，可以均勻地進行焊接。在此，在本實施方式中使用燃燒器27，因此，可以噴出強力的集中火焰。因此，如圖 4G所示在該火焰的狀態下，火焰直接接觸的玻璃管13的下端按照向內側(傳感器晶片14 側)彎曲的方式熔化。由此，在玻璃管13的內徑dl (圖2)比傳感器晶片14的外徑d2(圖 2)大的情況下，可以將玻璃管13和傳感器晶片14緊密地接合。其後，在設置工序中，如圖4H所示，將傳感器晶片14和玻璃管13設置為一體物。於是，接著，如圖5A所示，將該傳感器晶片14和玻璃管13的一體物插入安裝基板 11的貫通孔12，如圖5B所示，如果通過粘接劑24等接合，則可製造本實施方式的細胞電生 理傳感器。另外，在本實施方式中，由於在貫通孔12內壁設置有突起28，因此，容易進行玻 璃管13的定位。接著，使用附圖對有效地進行傳感器晶片14的吸附和對中的其它製造方法進行 說明。圖6A 圖6C是用於說明本實施方式的製造方法的其它吸附方法的工序剖面圖。首先，如圖6A所示，準備不鏽鋼等具有耐熱性的空心狀的金屬管29。在該金屬管 29的空心內部填充水等具有規定的表面張力的液體30，控制壓力的同時在金屬管29的前端部形成有液滴30a。因此，優選在空心狀態的金屬管29填充液體30，及設置用於將空心 內部形成為減壓狀態的閥門控制裝置。另外，優選液滴30a的液滴的大小(特別是寬度尺寸)形成為比傳感器晶片14的 形狀大的形狀。而且，為了在金屬管29的前端形成液滴30a，優選使用能夠容易地加工為空 心形狀的金屬材料。進而，在後工序中，由於進行玻璃焊接，因此，也可以使用具有耐熱性的 金屬材料、或在高溫下穩定的陶瓷材料或耐熱性玻璃等。接著，如圖6B所示，在使傳感器晶片14接觸該液滴30a的表面時，傳感器晶片14 形成為通過表面張力吸附於液滴30a的狀態。其後，如圖6C所示，與上述液滴30a的表面接觸的傳感器晶片14通過液滴30a的 表面張力，傳感器晶片14被拉向形成球面狀的液滴30a的前端中央部。如上所述，被拉到形成於金屬管29的前端部的液滴30a的傳感器晶片14的保持 位置被拉到液滴30a的大致中央前端部，這為重複圖6A 圖6C的試驗的判明結果。由此， 傳感器晶片14和金屬管29可以共有中心軸而進行被吸附。因此，在形成空心構造的規定尺寸的金屬管29的前端部形成液滴30a，通過使用 利用該液滴30a的表面張力的吸附方法，可以經由液滴30a簡單地進行傳感器晶片14的吸 附和對中。其後，通過由閥門操作等進行抽真空，除去存在於金屬管29的空心內部的液體 30及液滴30a。而且，通過將空心內部維持減壓狀態，可以實現將傳感器晶片14真空吸附 於金屬管29的前端中央部的狀態。在通過這樣的方法吸附傳感器晶片14後，經由圖4D的工序以後的製造方法，由 此，可以製作配置於規定位置的細胞電生理傳感器。這樣，根據由液滴進行對中並同時進行 傳感器晶片14的吸附的製造方法及製造裝置，可以對傳感器晶片14不施加機械應力而保 持微小的傳感器晶片14。因此，可以提供能夠大幅降低傳感器晶片14的缺口、裂紋等構造 缺陷的製造方法。另外，這種以液滴進行對中並同時進行吸附的方法及裝置，除本實施方式 的細胞電生理傳感器的傳感器晶片3以外，也可以適用於安裝例如DNA微陣列及蛋白質傳 感器、糖質傳感器等各種傳感器的傳感器晶片、及其它微小的器件的情況。特別是微小的器 件在通常的大氣環境下進行處理時，通過因靜電、與夾具的機械接觸等而產生的力，向本來 希望的維持的設置、移動變得極為困難。與此相對，利用液滴的製造方法可以減少在處理時 產生的來自外壓的承受力。因此，特別是對施加親水性的傳感器晶片及器件進行處理時，由 於可以容易地對中及進行吸附，故而有效。如以上說明，如果使用本實施方式的製造方法及製造裝置，則可製造測定精度高 的細胞電生理傳感器。其理由是由於，在本實施方式中能夠形成難以在傳感器晶片14的導 通孔23附近附著氣泡的傳感器晶片14。S卩，如果使用本實施方式的製造方法及製造裝置，則如圖1所示，可以在傳感器芯 片14的外周、即本實施方式中安裝基板11的貫通孔12和傳感器晶片14之間設有親水性 高的玻璃管13。因此，可以降低在傳感器晶片14的周邊、即貫通孔12內產生的氣泡。因 此，可以降低附著在導通孔23開口部附近的氣泡，作為結果可以製造測定精度高的細胞電 生理傳感器。另外，在本實施方式中，將傳感器晶片14的上方的周圍用玻璃管13包圍。由此， 可以抑制氣泡覆蓋傳感器晶片14的上方。
S卩，在如圖9所示的現有的構成中，貫通孔2內壁包圍傳感器晶片3的周圍。因此， 現有，傳感器晶片3和貫通孔2的內壁均由疏水性的材料構成。因此，在填充電解液時，有 時氣泡從傳感器晶片3的上方覆蓋框體內部整體，從而不能測定。與此相對，本實施方式中製造的傳感器晶片14，由於其上方的周圍被親水性的玻 璃管13包圍，因此，可以抑制氣泡覆蓋傳感器晶片14上方。另外，在本實施方式中，可以用比外徑大的玻璃管13緊密地固定微細的傳感器芯 片14的外周。因此，由於將每個該玻璃管13安裝於安裝基板11即可，因此，安裝變得容易。 另外，與增大由矽構成的傳感器晶片14的外徑相比，通過使用廉價的玻璃管13，可以降低 材料成本。另外，由於玻璃管13和傳感器晶片14通過玻璃焊接而接合，因此，接合強度變高， 氣密性優良。因此，可以抑制電解液流入玻璃管13和傳感器晶片14的間隙，有助於降低洩 漏電流。即，如果使用本實施方式的製造方法及製造裝置，則可以製造測定精度高的細胞電 生理傳感器。另外，根據本實施方式，將燃燒火焰相對於玻璃管13的水平截面平行且狀態良 好地噴出。因此，可以如下形成，燃燒火焰集中到玻璃管13的下端部，該下端部的外側面 13a(圖2)向內側彎曲。由此，玻璃管13容易插入安裝基板11的貫通孔12內。另外，根據本實施方式，玻璃管13下端部的內壁13b(圖2)也向內側彎曲。如果 這樣進行彎曲，則與形成角部的情況相比較，難以產生氣泡。另外，在本實施方式中，通過使用燃燒器27，可以狀態良好地噴出燃燒火焰，並且 可以局部地接觸燃燒火焰。因此，即使在玻璃管13和傳感器晶片14之間存在間隙的情況 下，也可以利用該火焰的狀態使玻璃管13的一部分向傳感器晶片14側靠近。另外，燃燒火焰也可以從多方向一次噴出，但如本實施方式，優選將燃燒器27隻 設置在一個區域，將燃燒火焰只從一個方向噴出。S卩，這是因為從多方向使用燃燒器27時，燃燒火焰引起的熱風相互影響，火焰的 狀態變弱，難以使玻璃管13向內側彎曲。另外，在本實施方式中使用燃燒器27產生熱風，但也可以例如使用電動機等產生 風。在該情況下，也希望使風從一個方向朝向玻璃管13的側面產生。這是因為，在從多方 向產生風時，風壓因幹涉而降低。但是，在玻璃管13和傳感器晶片14的間隙狹窄的情況等下，由於即使風壓降低， 玻璃管13和傳感器晶片14也容易接合，因此，可以使用多個燃燒器27。在該情況下如果將 燃燒器27放射狀配置，則可均勻地進行焊接。而且，在使用多個燃燒器27的情況下可以縮 短焊接時間。另外，在本實施方式中，傳感器晶片14被插入玻璃管13的下端部，但例如圖7所 示，也可以插入上端部。或如圖8所示，也可以插入中央。在這樣的情況下，均在傳感器芯 片14的下方存在玻璃管13，可以將玻璃管13內部作為下側的電解槽使用。因此，可以抑制 在導通孔23的出口附近附著氣泡。因此，例如在減壓電解槽17(圖1)並吸引細胞時，可以 防止壓力因氣泡而不能傳遞到上側的電解槽15。另外，在導通孔23(圖2)上下間，可以抑 制阻礙電氣導通。而且，其結果是細胞電生理傳感器的測定精度提高。另外，傳感器晶片14的朝向可以上下相反，但由於在本實施方式中使用SOI基板，因此，優選將二氧化矽層以成為細胞捕捉面22 (圖2)的朝向配置。即，由於二氧化矽層具 有比矽層高的絕緣性，因此，可以降低經由傳感器晶片14的洩漏電流。工業上的可利用性本發明可以高效地製造測定精度高的細胞電生理傳感器，可以用於細胞電生理傳 感器的製造。
權利要求
一種細胞電生理傳感器的製造方法，其具備保持傳感器晶片的工序；保持玻璃管的工序，該玻璃管包圍所述傳感器晶片的側面外周；玻璃焊接的工序，從所述玻璃管的外方朝向所述玻璃管側面施加風壓並使所述玻璃管熔化而與所述傳感器晶片的側面進行玻璃焊接。
2.如權利要求1所述的細胞電生理傳感器的製造方法，其中，保持所述傳感器晶片的 工序為，在筒狀或棒狀的保持件的前端形成有球面狀的液滴，使所述傳感器晶片與所述液 滴的表面接觸，通過所述液滴的表面張力將所述傳感器晶片整齊排列在所述保持件的所述 前端的中央部而進行保持。
3.如權利要求1所述的細胞電生理傳感器的製造方法，其中，所述玻璃焊接的工序中， 通過從所述玻璃管的外方朝向所述玻璃管側面噴出燃燒火焰，使所述玻璃管與所述傳感器 晶片的側面進行玻璃焊接。
4.如權利要求1所述的細胞電生理傳感器的製造方法，其中，所述玻璃焊接的工序的 所述風壓的方向為一方向。
5.如權利要求1所述的細胞電生理傳感器的製造方法，其中，所述玻璃焊接的工序中， 使燃燒火焰從一方向朝向所述玻璃管的側面噴出。
6.如權利要求1所述的細胞電生理傳感器的製造方法，其中，所述玻璃焊接的工序中， 使所述玻璃管向內側彎曲。
7.如權利要求1所述的細胞電生理傳感器的製造方法，其中，所述玻璃焊接的工序中， 使所述玻璃管及所述玻璃管的內方的所述傳感器晶片以所述傳感器晶片的垂直軸為中心 進行旋轉。
8.如權利要求1所述的細胞電生理傳感器的製造方法，其中，在保持所述傳感器晶片 的工序後，保持所述玻璃管。
9. 一種細胞電生理傳感器的製造裝置，其具備 保持頭，保持傳感器晶片；玻璃管保持機構，配置於所述保持頭的外周並保持玻璃管；燃燒裝置，從所述玻璃管的外方朝向所述玻璃管側面施加風壓並通過燃燒使所述玻璃管熔化。
10.如權利要求9所述的細胞電生理傳感器的製造裝置，其中，所述燃燒裝置由燃燒器 構成。
11. 一種細胞電生理傳感器的製造裝置，其具備 保持頭，保持傳感器晶片；玻璃管保持機構，配置於所述保持頭的外周並保持玻璃管； 風壓產生部，從所述玻璃管的外方朝向所述玻璃管側面施加風壓； 加熱部，熔化所述玻璃管。
12. 一種細胞電生理傳感器的製造裝置，其具備 保持頭，保持傳感器晶片；玻璃管保持機構，配置於所述保持頭的外周並保持玻璃管；熱風產生部，從所述玻璃管的外方朝向所述玻璃管側面施加風壓並通過熱風使所述玻璃管熔化。
13.如權利要求9、11、12中任一項所述的細胞電生理傳感器的製造裝置，其中，所述保 持頭及所述玻璃管保持機構具有使所述玻璃管及所述傳感器晶片以所述傳感器晶片的垂 直軸為中心旋轉的功能。
14.如權利要求9、11、12中任一項所述的細胞電生理傳感器的製造裝置，其中，所述保 持頭的保持所述傳感器晶片的前端部的外徑比所述傳感器晶片的外徑小。
15.如權利要求9、11、12中任一項所述的細胞電生理傳感器的製造裝置，其中，所述保 持頭由比所述玻璃管保持機構的熱傳導性高的材料構成。
16.如權利要求9、11、12中任一項所述的細胞電生理傳感器的製造裝置，其中，所述玻 璃管保持機構由比所述保持頭的隔熱性高的材料構成。
全文摘要
本發明提供細胞電生理傳感器的製造方法及其製造裝置，該製造方法具備保持傳感器晶片(14)的工序、保持包圍傳感器晶片(14)的側面外周的玻璃管(13)的工序、從玻璃管(13)的外方朝向玻璃管(13)側面施加風壓並使玻璃管(13)熔化而與傳感器晶片(14)的側面進行玻璃焊接的工序，由此，可將傳感器晶片(14)的外周用親水性高的玻璃管(13)包圍，能製造測定精度高的細胞電生理傳感器。
文檔編號C12M1/42GK101903768SQ20088012155
公開日2010年12月1日 申請日期2008年11月28日 優先權日2007年12月20日
發明者中谷將也, 牛尾浩司, 高橋誠 申請人:松下電器產業株式會社