细胞培养芯片
阅读说明：本技术 细胞培养芯片 (Cell culture chip ) 是由 山中诚 于 2019-09-11 设计创作，主要内容包括：本发明提供一种细胞培养芯片,其能够通过简易的作业步骤,一边使流路内的液体残留,一边吸引存储于开口部内的液体。本发明的细胞培养芯片具有：底部；基体部,形成于底部的上表面；第一孔,使基体部向从基体部的主面的一部分朝向底部的第一方向开口而成；第二孔,在相对于第一孔在与主面平行的第二方向上分离的位置,使基体部向第一方向开口而成；以及管状的腔室,通过由底部与基体部夹着的区域,将第一孔与第二孔在第二方向上连通,第一孔呈第一孔的毛细管力比腔室的毛细管力低的形状。(The invention provides a cell culture chip which can make liquid in a flow path remain and suck the liquid stored in an opening part through simple operation steps. The cell culture chip of the present invention comprises: a bottom; a base portion formed on an upper surface of the bottom portion; a first hole formed by opening the base body portion in a first direction from a part of the main surface of the base body portion toward the bottom; a second hole formed by opening the base portion in the first direction at a position separated from the first hole in a second direction parallel to the main surface; and a tubular chamber having a region between the bottom and the base portion, the first hole and the second hole communicating with each other in the second direction, the first hole having a shape in which a capillary force of the first hole is lower than a capillary force of the chamber.)
技术领域
本发明涉及细胞培养芯片。
背景技术
细胞在生物体·组织内，存在于由(i)生长因子、维生素、气体分子等可溶性因子、(ii)细胞外基质蛋白、硬度、压力等不可溶性因子、(iii)细胞间相互作用等构成的“细胞外微小环境”中。细胞在这些因子被复杂且严密地控制的同时，其功能得到控制。即，为了自由地控制再生医疗、细胞移植治疗、药剂开发等中有前景的人多能干细胞(人ES/iPS细胞)等目标细胞的功能，必须自由地控制该细胞外微小环境。
以往，含有人ES/iPS细胞的细胞的培养、实验在使用了培养皿、板的二维环境下进行。但是，细胞原本被置于三维环境下，认为在二维环境下无法发现原本的功能。在使用了人ES/iPS细胞的组织工程学中，准备好三维环境是非常重要的。
另外，细胞外微小环境的大小也是非常重要的因素。细胞在生物体内，在微米(μm)级的微小环境下被控制。但是，在以往的培养方法中，难以在如此微小空间内控制因子。而且，网罗式地分析这些因子几乎是不可能的。根据这种情况，希望有在以往方法中难以实现的制作三维下的细胞培养环境的方法。
作为实现这种三维下的细胞培养环境的手段，以往，提出了下述专利文献1所公开的微流路芯片。
图13是示意地表示下述专利文献1所公开的微流路芯片的构造的立体图。微流路芯片100包括基材101与树脂膜102，在基材101的主面侧的两处形成有开口部，这些开口部构成了流入口111以及流出口112。另外，以与这些开口部(111、112)连通的方式形成有流路用的槽110。槽110由树脂膜102覆盖，构成了管状的流路。图14是示意地表示微流路芯片100的构造的剖面图。
在检查时，作为对象的液体试样从流入口111向方向d111的方向导入。该液体试样朝向流出口112而在槽110内流动。槽110的局部部位兼作检测部。例如，在槽110的中途，固定有与特定的蛋白质等检测对象物质反应而发出荧光的物质。通过对该位置(检测部)进行使用了荧光显微镜的观察，来判定在液体试样内是否含有特定的检测对象物质。
现有技术文献
专利文献
专利文献1:日本特开2018－047614号公报
发明内容
发明要解决的课题
微流路芯片用于在规定的环境下在培养空间内培养细胞，并观察该细胞的状态的用途。在培养时，使用液体的培养液作为培养基。
在某一定以上的时间(天数)内在特定的环境下培养细胞时，为了维持培养环境、对细胞供给营养、除去废物等，有时需要更换培养基(培养液)的作业。例如，在使用图13所示的微流路芯片100培养细胞的情况下，当需要更换培养液时，进行从流入口111或者流出口112除去培养液并且重新补充(追加)培养液的作业。具体而言，通过使用将内部减压的移液管从流入口111或者流出口112进行真空操作来除去培养液。以下，对进行使用移液管从流入口111侧提取培养液的作业的情况进行说明，从流出口112侧提取的情况也相同。
在使移液管的前端位于流入口111侧的状态下，在进行基于移液管的培养液的吸引作业的情况下，在吸引力未被严密地调整的情况下，不仅流入口111内的培养液，槽110内的培养液也会被吸引。关于这一点，参照图15进行详细叙述。
图15是示意地表示以上参照图13以及图14所述的、在从以往的微流路芯片100吸引培养液的情况下培养液的剩余量的变化的附图。在图15中，示意地示出了，随着时间的经过，培养液的剩余量按(a)、(b)、(c)、(d)的顺序变化(减少)的情形。另外，在图15中，对存在培养液130的区域施加了阴影线。
在从以往的微流路芯片100吸引培养液的情况下，在将移液管120的前端插入到流入口111的状态下，培养液130被向d120方向吸引。更详细地说，一边将移液管120的前端按压于流入口111的底面、底面附近的侧壁，一边吸引培养液130。随着培养液130的吸引的进行，培养液130的液面逐渐下降(参照图15的(a)、(b))。
若进一步进行培养液130的吸引，则如图15的(c)所示，成为流入口111的底面露出的状态。在该时刻，如图15的(c)所示，成为在流入口111的拐角部分残留少量培养液130的状态。
若从图15的(c)的状态起进一步进行培养液130的吸引，则如图15(d)所示，在流入口111的拐角部分原样地残留培养液130，并且存在于构成流路的槽110内的培养液130沿着槽110的内壁而被向流入口111侧(d121方向)引导，之后被移液管120吸引。其结果，如图15(d)所示，槽110内的培养液130的一部分被移液管120吸引。
如上述那样，培养液130的吸引例如为了更换培养液130而进行。即，在存储于流入口111侧的培养液130例如如图15(d)所示那样被除去之后，从流入口111侧导入新的培养液(这里，为了方便而记载为“培养液130a”。)。该新的培养液130a通过流入口111流入槽110内。其结果，将已存在于槽110内的旧的培养液130向流出口112侧挤出。由此，槽110内的培养液130被更换为新的培养液130a。
但是，如图15(d)所示，在使新的培养液130a流入时，若槽110内的培养液130的一部分被吸引，则在槽110内，有时会在新的培养液130a与现有的培养液130的边界区域残留气泡。若在该气泡存在的状态下逐渐流入新的培养液130a，则气泡以被培养液130a在槽110内挤出的方式移动。此时，更详细地说，在槽110内，在附着于槽110的底面的状态下培养的细胞由于在气泡的界面产生的力而被剥离，存在与培养液(130/130a)一同流动的隐患。
另外，即使在执行培养液的更换作业时能够将细胞留在槽110内的情况下，也可能发生在气泡残留在槽110内的状态下完成培养液的更换作业的情况。在该情况下，气泡所占的容积与培养室表面无法再用于培养，因此从原本的总细胞数与总培养液量无序地减少，无法再进行准确的细胞试验。另外，以流路形状设计的原本的培养液的流动、扩散受到阻碍，存在无法在目标环境下培养细胞的隐患。例如，存在向细胞输送的培养液成分的浓度被搅乱、施加于细胞的剪切应力发生变化、从细胞产生的废物或残渣残留等隐患。
例如，从细胞释放生理活性物质(例如表示内分泌作用的细胞因子、激素、脂质、细胞外基质、微RNA、外泌体、营养素、或者药剂等)。该生理活性物质在与覆盖槽110的壁面碰撞而被返回到细胞侧时，有时对该细胞起作用。但是，若在槽110内形成有气泡，则该生理活性物质的流动受到阻碍，存在对细胞的培养状态产生影响的隐患。
由于存在以上那样的情况，因此在更换培养液130时，需要以不吸引槽110内的培养液130的方式一边调整吸引力一边进行。但是，在以往的微流路芯片100中，开口部(流入口111/流出口112)由一般的筒形状(圆筒形状)构成，对于调整培养液130的吸引力并未作出任何考虑。因此，在进行培养液130的吸引作业时，需要进行严密的调整，即，在除去存储于开口部(流入口111/流出口112)内的培养液130的同时，在即将开始存在于槽110内的培养液130的吸引之前中断吸引作业。
因而，在进行吸引作业时，对作业员要求严格的调整技能，存在缺乏再现性的问题。另外，该情况的存在对使吸引作业自动化也成为障碍。
本发明鉴于上述的课题，目的在于提供一种细胞培养芯片，其能够通过简易的作业步骤，一边使流路内的液体残留，一边吸引存储于开口部内的液体。
用来解决课题的手段
本发明的细胞培养芯片，其特征在于，具有：
底部；
基体部，形成于所述底部的上表面；
第一孔(well)，使所述基体部向第一方向开口而成，该第一方向从所述基体部的作为与所述底部相反的一侧的面的主面的一部分朝向所述底部；
第二孔，在相对于所述第一孔在与所述主面平行的第二方向上分离的位置，使所述基体部向所述第一方向开口而成；以及
管状的腔室，通过由所述底部与所述基体部夹着的区域，将所述第一孔与所述第二孔在所述第二方向上连通，
所述第一孔呈所述第一孔的毛细管力比所述腔室的毛细管力低的形状。
在本说明书中，“孔的毛细管力”这一用语是指，在孔的内侧面(内侧壁)与孔的底面(内底壁)交叉的拐角部分产生的毛细管力。
如上述参照图15所述的那样，若在使培养液130填充于以往的微流路芯片100的状态下继续进行基于移液管120的吸引动作，则尽管一部分的培养液130残留在开口部(流入口111)内，也会开始吸引存储于流路(槽110)内的培养液130。认为这是因为，如图15的(c)所示，形成于流入口111的拐角部的培养液130的液体存积部分的毛细管力比槽110的毛细管力高。
槽110的内壁以及开口部(流入口111)的底面均成为亲水性高、其表面较薄地润湿的状态。因此，若从图15的(c)的状态起继续进行吸引动作，则存储于毛细管力比流入口111的拐角部的毛细管力低的槽110内的培养液130朝向毛细管力高的流入口111的拐角部侧而沿着槽110的内壁以及流入口111的底面而移动。其结果，如图15(d)所示，认为存储于流入口111的拐角部的培养液130几乎不被吸引而继续进行槽110内的培养液130的吸引。
与此相对，根据本发明的细胞培养芯片，第一孔呈该第一孔的毛细管力比腔室的毛细管力低的形状。其结果，当从第一孔侧开始吸引时，在存储于第一孔内的液体(培养液)的吸引实质上完成之前，不会开始存储于腔室内的液体的吸引。因而，作业员只要以能够吸引存储于第一孔内的液体的程度的吸引力进行液体的吸引，并且在该第一孔的吸引已完成的时刻停止吸引作业即可，在进行吸引作业时，无需严密地调整吸引力、吸引时间。
由此，与对以往的芯片更换培养液的作业相比，简化了作业员的作业，且不需要专业技能，因此作业性提高。另外，仅以能够吸引存储于第一孔内的液体的程度的吸引力进行吸引即可，不需要严密的调整，因此能够实现吸引作业的自动化。
在所述细胞培养芯片中，所述底部与所述基体部可以通过由相同的材料一体成型而构成，也可以由不同的材料构成。
所述腔室能够作为构成培养空间的腔室(培养室)。另外，所述腔室也可以为，包含所述培养室、以及将所述培养室与所述第一孔在第二方向上连通的连通用的流路。在后者的情况下，能够采用所述第一孔的毛细管力比构成所述腔室的所述连通用的流路的毛细管力低的构成。
在所述细胞培养芯片中，也可以为，所述第一孔在所述基体部的比所述主面靠近所述底部的位置具有缩径区域，该缩径区域随着接近所述底部，开口径不增加而是连续地减少。
根据上述的构成，第一孔示出靠近腔室的位置的开口径比远离腔室的位置的开口径小的形状。根据该形状，能够减小第一孔的底面的位置的毛细管力。
也可以为，所述第一孔具有由所述基体部构成的内壁，
所述内壁在所述第一孔的所述缩径区域中包含曲面或者与所述主面非平行的平面。
根据该构成，第一孔在底面的附近，在拐角部分形成倾斜面，该倾斜面与第一孔的底面之间的拐角部分的拐角为钝角。由此，第一孔的拐角部分的毛细管力下降。
所述细胞培养芯片也可以为，具有连通用孔，该连通用孔在所述第一方向上与所述第一孔连续地形成，将所述第一孔的所述缩径区域与所述腔室在所述第一方向上连通，
所述连通用孔以所述底部为底面，开口径比所述第一孔的所述缩径区域窄。
如上述那样，所述第一孔通过具有所述缩径区域，在靠近所述底部的位置，呈越接近所述底部开口径越小的形状。因此，在开口径最小的位置，基体部的壁厚变小，存在成型时伴随着困难的可能性。
与此相对，通过如上述构成那样设有连通用孔，可确保位于连通用孔的周围的基体部的壁厚，因此使成型容易。另外，该连通用孔由于使开口径比第一孔的缩径区域小，因此在吸引液体时不会阻碍仅吸引存储于第一孔内的液体。即，即使在使一部分的液体残留于连通用孔内的状态下，也能够将存储于第一孔内的液体实质上完全吸引。换言之，即使是设有连通用孔的构成，也能够在不吸引存储于腔室内的液体的情况下将存储于第一孔内的液体实质上完全吸引。
在所述细胞培养芯片中，也可以为，所述第一孔的底面由所述底部构成。
另外，在所述细胞培养芯片中，也可以为，所述第二孔呈所述第二孔的毛细管力比所述腔室的毛细管力低的形状。在该情况下，从第一孔与第二孔中的任一个孔，都能够在使液体存储于腔室内的状态下进行液体的吸引。
也可以为，所述第二孔在所述基体部的比所述主面靠近所述底部的位置具有缩径区域，该缩径区域随着接近所述底部，开口径不增加而连续地减少。
另外，本发明的细胞培养芯片，其特征在于，具有：
底部；
基体部，形成于所述底部的上表面；
第一孔，使所述基体部向第一方向开口而成，该第一方向从作为所述基体部的与所述底部相反的一侧的面的主面的一部分朝向所述底部；
第二孔，在相对于所述第一孔在与所述主面平行的第二方向上分离的位置，使所述基体部向所述第一方向开口而成；以及
管状的腔室，通过由所述底部与所述基体部夹着的区域，将所述第一孔与所述第二孔在所述第二方向上连通，
所述第一孔在所述基体部的比所述主面靠近所述底部的位置，具有开口径不增加而连续地减少的缩径区域。
发明效果
根据本发明的细胞培养芯片，能够通过简易的作业步骤，一边使流路内的液体残留，一边吸引存储于开口部内的液体。
附图说明
图1是示意地表示细胞培养芯片的一实施方式的构造的俯视图。
图2是示意地表示细胞培养芯片的一实施方式的构造的剖面图。
图3是图2的一局部放大图。
图4是示意地表示在细胞培养芯片内填充有培养液的状态的附图。
图5A是示意地表示对填充于细胞培养芯片内的培养液进行吸引的状态的附图。
图5B是示意地表示对填充于细胞培养芯片内的培养液进行吸引的状态的附图，对应于从图5A起进行吸引的状态。
图5C是示意地表示对填充于细胞培养芯片内的培养液进行吸引的状态的附图，对应于从图5B起进行吸引的状态。
图6是示意地表示对填充于以往的微流路芯片的培养液进行吸引的状态的附图。
图7是示意地表示细胞培养芯片的其它实施方式的一部分构造的剖面图。
图8是示意地表示细胞培养芯片的其它实施方式的构造的俯视图。
图9是示意地表示细胞培养芯片的其它实施方式的构造的剖面图。
图10是示意地表示细胞培养芯片的其它实施方式的构造的剖面图。
图11是示意地表示细胞培养芯片的其它实施方式的构造的俯视图。
图12A是示意地表示细胞培养芯片的其它实施方式的构造的俯视图。
图12B是示意地表示细胞培养芯片的其它实施方式的构造的俯视图。
图12C是示意地表示细胞培养芯片的其它实施方式的构造的俯视图。
图12D是示意地表示细胞培养芯片的其它实施方式的构造的俯视图。
图13是示意地表示以往的微流路芯片的构造的立体图。
图14是示意地表示以往的微流路芯片的构造的剖面图。
图15是示意地表示在从以往的微流路芯片吸引培养液的情况下，培养液的剩余量的变化的附图。
具体实施方式
参照附图对本发明的细胞培养芯片的实施方式进行说明。另外，以下的各附图只是示意性地图示。即，附图上的尺寸比与实际的尺寸比不一定一致，另外，在各附图间尺寸比也不一定一致。
图1是示意地表示细胞培养芯片的一实施方式的构造的俯视图。图2是以图1内的A1－A1线切断图1所示的细胞培养芯片1时的示意性的剖面图。另外，以下，设图1与从Y方向观察细胞培养芯片1时的XZ俯视图对应、图2与从Z方向观察以XY平面切断细胞培养芯片1时的XY俯视图对应来进行说明。
细胞培养芯片1具备底部3与基体部5。基体部5具备从与底部3相反的一侧的面(主面5a)的一部分朝向底部3向Y方向开口的第一孔10以及第二孔20。即，第一孔10在基体部5的主面5a侧具有开口面10a，朝向底部3向Y方向开口。同样，第二孔20在基体部5的主面5a侧具有开口面20a，朝向底部3向Y方向开口。即，Y方向与“第一方向”对应。
第一孔10的开口面10a与第二孔20的开口面20a在与基体部5的主面5a平行的方向上配置于分离的位置。这里，设将两者配置于相互在X方向上分离的位置来进行说明。在该情况下，X方向与“第二方向”对应。另外，第一孔10的开口面10a、第二孔20的开口面20a可以在Z方向上分离，也可以在X方向且Z方向上分离。“第二方向”与从第一孔10的开口面10a朝向第二孔20的开口面20a的方向对应。
基体部5在底部3侧的位置具有管状的凹部，通过由该凹部与底部3夹着的区域而形成有腔室7。在本实施方式中，腔室7构成培养细胞的空间。
在本实施方式中，腔室7的一方的端部经由连通用孔19而与第一孔10连通，另一方的端部经由连通用孔29而与第二孔20连通。另外，连通用孔19与第一孔10在Y方向上连通，底部3构成了连通用孔19的底面。同样，连通用孔29与第二孔20在Y方向上连通，底部3构成了连通用孔29的底面。
在本实施方式中，第一孔10以及第二孔20在比主面5a靠近底部3的一侧的位置，具有随着接近底部3开口径不增加而是减少的区域。参照图3对这一点进行说明。图3是将图2的第一孔10的附近放大后的附图。
如图3所示，第一孔10在比基体部5的主面5a靠近底部3的一侧的位置，随着接近底部3、即随着向+Y方向前进，开口径10b不增加而是减少。以下，将该区域称作“缩径区域11”。另外，在本实施方式中，第一孔10在比缩径区域11靠近基体部5的主面5a的一侧的位置，开口径10b实质上均匀。即，第一孔10在缩径区域11内，内壁10c构成倾斜面。
图4是示意地表示在本实施方式的细胞培养芯片1内填充有培养液30的状态的附图。为了方便图示，在图4中，对存在培养液30的区域施加阴影线，在底部3以及基体部5中未施加阴影线。在以下的附图中，在明示存在培养液30的区域的情况下，以相同的方法图示。
在对细胞培养芯片1填充培养液30时，从第一孔10侧或者第二孔20侧注入培养液30。例如，通过从第一孔10侧注入培养液30，该培养液30经由连通用孔19、腔室7向第二孔20侧流入。通过在细胞培养芯片1内注入规定量以上的培养液30，位于第一孔10与第二孔20之间的腔室7内被培养液30填充。由此，能够在腔室7内进行细胞的培养。
如图4所示，对从细胞培养芯片1中填充有培养液30的状态使用移液管31抽出培养液30情况的方式进行说明。以下，对通过使用移液管31从第一孔10侧吸引培养液30而抽出培养液30的情况进行说明。
图5A～图5C是示意地表示使用移液管31吸引培养液30的状态的附图。示出了按图5A、图5B、图5C的顺序进行培养液30的吸引的方式。
将移液管31的前端插入第一孔10内，当开始吸引动作时，培养液30的液面开始逐渐下降(参照图5A)，不久下降至缩径区域11内(参照图5B)。之后，若进一步继续进行吸引动作，则培养液30的液面下降至连通用孔19内(参照图5C)。另外，若以在能够将存储于第一孔10内的培养液30完全吸引的吸引力以上且规定的吸引力以下的范围内的吸引力原样地继续进行吸引动作，则培养液30的液面进一步下降，不久底部3露出(参照图5C)。此时，在连通用孔19内的拐角部分形成培养液30的液体存积(附图标记30a)。但是，即使在此基础上继续进行吸引动作，也不进行培养液30的吸引。
即，根据本实施方式的构成，在存储于第一孔10内的培养液30的吸引刚完成之后的时刻，培养液30不会从腔室7朝向第一孔10侧流入。而且，即使在一定的吸引力的状态下继续进行从移液管31的吸引动作，也不进行培养液30的吸引。
关于产生这种现象理由，本发明人认为如下。
图6是示意地表示对填充于以往的微流路芯片100的培养液130进行吸引的状态的附图，是与图15的(c)实质上相同的附图。
若将流入口111(以下，这里记载为“开口部111”。)的拐角部分的角度设为将存储于所述拐角部分的培养液130(130a)的弯液面与拐角部分接触的位置的两端间的距离设为D1，则在培养液130a的弯液面产生的毛细管力P1由以下的(1)式表示。另外，在下述(1)式内，γ表示表面张力，θ表示培养液130(130a)的接触角。
另一方面，若将槽110的内径设为D2，则在存储于槽110内的培养液130(130b)的弯液面产生的毛细管力P2同样地使用γ以及θ，由以下的式子表示。但是，在下述(2)式中，具有与槽110平行地相对的内壁面，培养液130b的弯液面所接触的位置的两端间的角度为0°，因此设成分为0来进行计算。
P2≒2·γcos(θ)/(D2/2)····(2)
例如，若将培养液130的接触角θ设为20°、将槽110的内径D2设为400μm，则在培养液130a的弯液面与开口部111的拐角部分接触的位置的两端间的距离D1≒180μm时，满足P1＝P2。换言之，在所述距离D1＜180μm的情况下，在培养液130a的弯液面产生的毛细管力P1比在存储于槽110内的培养液130b的弯液面产生的毛细管力P2大，成为P1＞P2。
这意味着，在图6所示的以往的微流路芯片100中，当为了从开口部111取出培养液130a而欲吸引残留于开口部111的拐角部分的培养液130a时，所述培养液130a不被吸引，而槽110内的培养液130b一方被吸引。该状态与以上参照图15(d)所述的事实一致。
根据该事实可知，在图3所示的构造中，通过使腔室7内的培养液30的弯液面的毛细管力比存储于第一孔10的拐角部分的培养液30的弯液面的毛细管力小，即使以能够将第一孔10内的培养液30全部吸引的程度的吸引力进行吸引，也能够防止培养液30从腔室7侧流出。
这里，如以上参照图3所述的那样，本实施方式的细胞培养芯片1在第一孔10的底部3侧，具备随着向+Y方向前进而开口径10b减少的缩径区域11。如图5B所示，该缩径区域11内的拐角部分的拐角φ为钝角，比图6所示的以往的微流路芯片的开口部111大。其结果，上述(1)式内的的值下降。因而，在图5B的状态下，在存储于缩径区域11内的拐角部分的培养液30的弯液面产生的毛细管力P1的值比图6所示的以往构造中的在存储于开口部111的拐角部分的培养液130(130a)的弯液面产生的毛细管力P1的值下降。
其结果，在存储于缩径区域11内的拐角部分的培养液30的弯液面产生的毛细管力P1成为比腔室7内的培养液30的弯液面的毛细管力P2小的值。由此，即使从图5B的状态起用移液管31持续进行培养液30的吸引，也不在第一孔10的拐角部分存储培养液30地继续进行培养液30的吸引，能够向图5C所示的状态发展。
然而，本实施方式的细胞培养芯片1具备连通用孔19，该连通用孔19的拐角部分的拐角例如也可以与以往的微流路芯片100的开口部111同样地设为大致90°。在该情况下，若从图5B的状态继起续进行吸引动作，则成为在连通用孔19的拐角部分存储有培养液30(30a)的状态。但是，在比图5C的状态靠前的状态下，至少能够完全地除去第一孔10内的培养液30，因此在该时刻结束吸引动作，能够从第一孔10侧导入更换用的新的培养液。
在规定了培养液30的接触角θ、腔室7的高度的情况下，从Z方向观察第一孔10的缩径区域11内的内壁10c时的倾斜面的长度D(倒角部的长度)的优选的最小值如以下的表1所示。通过使缩径区域11内的内壁10c为比表中所记载的值大的倾斜面，能够使第一孔10内的拐角部分的毛细管力比腔室7的毛细管力下降。
[表1]
具体的细胞培养芯片1的尺寸例如为以下所述。
·基体部5的高度(Y方向的长度)为1mm以上且20mm以下，作为一个例子为3mm。
·底部3的高度(Y方向的长度)为0.1mm以上且5mm以下，作为一个例子为1mm。
·腔室7的高度(Y方向的长度)为200μm以上且2000μm以下，作为一个例子为400μm。
·第一孔10的开口面10a侧的开口径10b为0.5mm以上且40mm以下，作为一个例子为2mm。
·第一孔10中的缩径区域11内的开口径10b的最小值为0.5mm以上且40mm以下，作为一个例子为1.75mm。另外，在从Z方向观察该缩径区域11内的内壁10c时的倾斜面的长度为20μm以上且2000μm以下，作为一个例子为180μm。
·连通用孔19的开口径为0.2mm以上且39mm以下，作为一个例子为1.75mm。另外，连通用孔19的高度(Y方向的长度)为0.2mm以上且3mm以下，作为一个例子为0.6mm。
·第一孔10的中心轴与第二孔20的中心轴的分离距离为2mm以上且40mm以下，作为一个例子为9mm。
·第二孔20的开口面20a侧的开口径为0.5mm以上且40mm以下，作为一个例子为1mm。
·第二孔20中的缩径区域内的开口径的最小值为0.5mm以上且40mm以下，作为一个例子为0.75mm。另外，在从Z方向观察该缩径区域11内的内壁10c时的倾斜面的长度为20μm以上且2000μm以下，作为一个例子为180μm。
·连通用孔29的开口径为0.2mm以上且39mm以下，作为一个例子为0.7mm。另外，连通用孔19的高度(Y方向的长度)为0.2mm以上且2000mm以下，作为一个例子为0.6mm。
(变形例)
本实施方式的细胞培养芯片1能够进行各种变形。以下，进行说明。
〈1〉上述的本实施方式的细胞培养芯片1为在第二孔20侧具有与第一孔10的缩径区域11相同的缩径区域的构造。由此，即使在利用移液管31从第二孔20侧吸引培养液30的情况下，基于相同的理由，也能够在使培养液30存储于腔室7内的状态下除去第二孔20内的培养液。但是，本发明不排除仅在一方的孔(第一孔10/第二孔20)侧具有缩径区域的构造。
〈2〉在图3中，图示了细胞培养芯片1的缩径区域11内的第一孔10的内壁10c为平坦面的情况下。但是，从使第一孔10的拐角部分中的毛细管力下降的观点出发，并不一定需要该内壁10c为平坦面，也可以由曲面构成。图7是仿照图3示意地表示缩径区域11内的第一孔10的内壁10c由曲面构成的情况下的第一孔10的附近的构造的附图。
〈3〉在图2以及图3中图示了第一孔10在缩径区域11内开口径10b相对于中心轴具有对称性地减少的方式的情况。但是，通过缩径区域11内的中心轴与比缩径区域11靠基体部5的主面5a侧的中心轴不同，第一孔10也可以呈偏心的形状。图8以及图9分别仿照图1以及图2对表示该构造的细胞培养芯片1进行图示。另外，在该方式中，可以如图7那样，缩径区域11内的内壁由曲面构成，也可以为缩径区域11仅存在于第一孔10，在第二孔20侧不具有缩径区域。
〈4〉如图10所示，细胞培养芯片1也可以不具备连通用孔(19/29)。在该构成中，由于第一孔10具备缩径区域，因此基于上述的理由，能够不从腔室7侧实质上吸引培养液30地除去第一孔10内的培养液30。
但是，如图2所示，通过细胞培养芯片1具备连通用孔(19/29)，从而在位于该位置的基体部5确保与连通用孔(19/29)的高度相当量的厚度(壁厚)。因此，从在制造细胞培养芯片1时能够进行稳定的成型的观点出发，优选具备连通用孔(19/29)。
〈5〉如图11所示，具备细胞培养芯片1的腔室7也可以构成为，包括实质上构成培养细胞的空间的培养室7a；以及将该培养室7a与各孔(10/20)连通的、与培养室7a相比开口径窄的连通用流路(7b/7c)。在该情况下，只要以第一孔10的毛细管力比连通用流路7b的毛细管力小的方式形成缩径区域11即可。
另外，在图1以及图2所示的细胞培养芯片1的构造中，如上述那样，腔室7构成培养细胞的空间。即，腔室7与培养室对应。
[其它实施方式]
以下，对其它实施方式进行说明。
〈1〉在上述实施方式中，对细胞培养芯片1具备的底部3和基体部5由不同部件构成的情况进行了说明，但底部3与基体部5也可以通过将同一部件一体成型而构成。
〈2〉参照图3而说明的细胞培养芯片1所具有的第一孔10为在比缩径区域11靠近基体部5的主面5a的一侧的位置，开口径10b实质上均匀。但是，第一孔10也可以构造为，在从开口面10a朝向底部3侧的整体上，具有开口径10b减少的缩径区域11。
〈3〉根据上述各实施方式的细胞培养芯片1，对能够一边在腔室7内存储培养液30一边从第一孔10侧或者第二孔20侧抽出填充于内部的培养液30的情况进行了说明。但是，成为一边在腔室7内存储一边从细胞培养芯片1抽出的对象的内容物并不限定于培养液30，只要是液体即可。
〈4〉在上述实施方式中，例示并说明了在从细胞培养芯片1吸引培养液30时使用移液管31的情况，但吸引方法并不限定于移液管31。本发明的细胞培养芯片1能够采用在一方的孔(例如第一孔10)侧配置吸引器具的前端、吸引存储于该孔内的培养液30的其他一般的方法。
〈5〉在上述实施方式中，对一对孔(10、20)通过腔室7连通而成的细胞培养芯片1进行了说明。但是，在本发明的细胞培养芯片1中，孔的数量、腔室的数量并未被限定。
图12A～图12D是仿照图1示意性地图示其它实施方式的细胞培养芯片1的俯视图。
在图12A所示的细胞培养芯片1中，串联地形成有三个孔(10、20、41)，通过将各个孔间连通，形成有腔室(7、7)。在图12B所示的细胞培养芯片1中，形成有三个孔(10、20、41)。但是，与图12A所示的细胞培养芯片1不同，将孔10与孔20连通的腔室7和将孔10与孔41连通的腔室7相互连通。
图12C所示的细胞培养芯片1具备四个孔(10、20、41、42)，分别独立地形成有将孔10与孔20连通的腔室7、将孔10与孔41连通的腔室7、将孔10与孔42连通的腔室7。
图12D所示的细胞培养芯片1具备六个孔(10、20、41、42、43、44)，以将邻接的孔彼此连通的方式形成有腔室7。但是，通过各腔室7，所有孔(10、20、41、42、43、44)以串联的方式呈环状连通。
在图12A～图12D的各图所示的细胞培养芯片1中，呈孔(10、20、41、42、43、44)的毛细管力比腔室7的毛细管力低的形状。关于更具体的构造的例子，与上述的实施方式共用，因此省略说明。
〈6〉在参照上述图2说明的细胞培养芯片1中，对连通用孔(19、29)将各孔(10、20)与腔室7之间在Y方向上连通的情况进行了说明。但是，连通用孔(19、29)也可以形成为将各孔(10、20)与腔室7在与基体部5的主面5a平行的方向(例如X方向)上也连通。即，也可以形成为，腔室7的端部不配置在孔(10、20)的正下方，连通用孔(19、29)也在X方向上延伸，由此将孔(10、20)与腔室7连通。
附图标记说明
1：细胞培养芯片
3：底部
5：基体部
5a：基体部的主面
7：腔室
7a：培养室
7b、7c：连通用流路
10：第一孔
10a：第一孔的开口面
10b：第一孔的开口径
10c：第一孔的内壁
11：缩径区域
19：连通用孔
20：第二孔
20a：第二孔的开口面
29：连通用孔
30、30a：培养液
31：移液管
41、42、43、44：孔
100：以往的微流路芯片
101：基材
102：树脂膜
110：槽
111：流入口
112：流出口
120：移液管
130、130a：培养液
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