JPS63307332A - 光計測式生体細胞分析装置 - Google Patents
光計測式生体細胞分析装置Info
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- JPS63307332A JPS63307332A JP62142775A JP14277587A JPS63307332A JP S63307332 A JPS63307332 A JP S63307332A JP 62142775 A JP62142775 A JP 62142775A JP 14277587 A JP14277587 A JP 14277587A JP S63307332 A JPS63307332 A JP S63307332A
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- G01N15/10—Investigating individual particles
- G01N15/14—Optical investigation techniques, e.g. flow cytometry
- G01N15/1404—Handling flow, e.g. hydrodynamic focusing
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は細胞懸濁液を毛細流路に流し、個々の細胞に光
を照射し、細胞からの散乱光または螢光により細胞分析
する装置に係シ、特に多項目細胞分析をするのに好適な
生体細胞分析装置に関する。
を照射し、細胞からの散乱光または螢光により細胞分析
する装置に係シ、特に多項目細胞分析をするのに好適な
生体細胞分析装置に関する。
従来、細胞を流しながら個々の細胞に光を照射し、細胞
からの散乱光または螢光を計測して細胞分析をする装置
、いわゆるフローサイトメータでは、細胞懸濁液（サン
プル液）を測定部に安定に且つ目詰シなく流すために、
層流状態の急激な縮流を利用して細胞懸濁液を生理食塩
水で包み込んで流すようにした方式を採用している。こ
の方式はシースフロ一方式と呼ばれ、生体細胞分析装置
の７０−系の有力な手段となっている。
からの散乱光または螢光を計測して細胞分析をする装置
、いわゆるフローサイトメータでは、細胞懸濁液（サン
プル液）を測定部に安定に且つ目詰シなく流すために、
層流状態の急激な縮流を利用して細胞懸濁液を生理食塩
水で包み込んで流すようにした方式を採用している。こ
の方式はシースフロ一方式と呼ばれ、生体細胞分析装置
の７０−系の有力な手段となっている。
第７図はシース７０一方式の説明図であって、流路６と
流路６′との間にシース液１６（生理食塩水）を流し、
流路６′には細胞２２の懸濁した細胞懸濁液（サンプル
液）２３を流す。流路６′の端部から出たサンプル液２
３はシース液１６で包み込まれ、層流状態で縮流されて
流下する。これに波長の揃った光、たとえばレーザ光ビ
ーム１８を照射し、個々の細胞２２からの散乱光または
螢光２１を計測するようになっている。
流路６′との間にシース液１６（生理食塩水）を流し、
流路６′には細胞２２の懸濁した細胞懸濁液（サンプル
液）２３を流す。流路６′の端部から出たサンプル液２
３はシース液１６で包み込まれ、層流状態で縮流されて
流下する。これに波長の揃った光、たとえばレーザ光ビ
ーム１８を照射し、個々の細胞２２からの散乱光または
螢光２１を計測するようになっている。
なお前記のような光計測式細胞分析装置の例は米国特許
第３８７３２０４号、特開昭５６−１０８８７号、特開
昭５４−５４１５号などに示されている０〔発明が解決
しようとする問題点〕 従来技術では、レーザ照射点と細胞流下位置のズレを補
正する手段として、細胞検査を始める前に、コント四−
ル細胞（例えばニワトリの血などの球形細胞）又は標準
粒子（球形の人工粒子）などのパイロット粒子等を流下
させて光学測定し、その信号処理結果から経験的に判断
してレーザ照射点を設定するようにしていた。この作業
は繁雑であシ、また細胞検査中に外乱により上記ズレが
生じたとしても、それを補正することはできないという
問題があった。
第３８７３２０４号、特開昭５６−１０８８７号、特開
昭５４−５４１５号などに示されている０〔発明が解決
しようとする問題点〕 従来技術では、レーザ照射点と細胞流下位置のズレを補
正する手段として、細胞検査を始める前に、コント四−
ル細胞（例えばニワトリの血などの球形細胞）又は標準
粒子（球形の人工粒子）などのパイロット粒子等を流下
させて光学測定し、その信号処理結果から経験的に判断
してレーザ照射点を設定するようにしていた。この作業
は繁雑であシ、また細胞検査中に外乱により上記ズレが
生じたとしても、それを補正することはできないという
問題があった。
また、最適な光学測定を行なう為には細胞がレーザスポ
ット内を通過する必要があり、そのためＫは細胞懸濁液
の流下する幅が適正でなければならないが、細胞懸濁液
の流下する幅は細胞懸濁液の流量ＫＰＰりて変化する。
ット内を通過する必要があり、そのためＫは細胞懸濁液
の流下する幅が適正でなければならないが、細胞懸濁液
の流下する幅は細胞懸濁液の流量ＫＰＰりて変化する。
従って最適な光学測定を行なう丸めには、細胞懸濁液の
流量には適正値がある。しかるに従来の技術では、細胞
検査前にパイロット粒子等を流し、その散乱光強度、螢
光強度などの光学測定結果からの類推により流量値を判
断しておシ、確度が低い。また細胞検査中に外乱により
流量変動が生じた場合、それを補正することはできない
という問題があった。
流量には適正値がある。しかるに従来の技術では、細胞
検査前にパイロット粒子等を流し、その散乱光強度、螢
光強度などの光学測定結果からの類推により流量値を判
断しておシ、確度が低い。また細胞検査中に外乱により
流量変動が生じた場合、それを補正することはできない
という問題があった。
本発明の１目的は、シースフロ一方式の光計測式生体細
胞分析装置において、細胞検査中に検査用レーザ光ビー
ム照射点と細胞懸濁液の流れの位置とのズレを自動的に
補正することを可能にすることにあシ、また他の目的は
、細胞検査中に細胞懸濁液の流量を光学測定にとって最
適な値に自動的に保つことを可能にすることにある。
胞分析装置において、細胞検査中に検査用レーザ光ビー
ム照射点と細胞懸濁液の流れの位置とのズレを自動的に
補正することを可能にすることにあシ、また他の目的は
、細胞検査中に細胞懸濁液の流量を光学測定にとって最
適な値に自動的に保つことを可能にすることにある。
本発明は、細胞懸濁液をシース液で包んで層流状態で流
すシースフロー系と、シースフロー系中に流れる細胞懸
濁液の流れ内の個々の細胞に波長の揃った検査用光ビー
ムを照射してその散乱光または螢光の強度を測定する検
査用照射測定光学系と、検査用照射測定光学系からの信
号により細胞の種類、大きさ、形状等を検知する検査用
信号処理系とからなる光計測式生体細胞分析装置におい
て、細胞懸濁液中に又は細胞懸濁液に沿ったシース液中
にマーカを流すマーカフロー系と、マーカに波長の揃っ
た補正用光ビームを照射してその散乱光または螢光の強
度を測定する補正用照射測定光学系と、補正用照射測定
光学系からの信号により前記検査用光ビームの照射位置
と細胞懸濁液の流れの位置とのズレを検知するズレ補正
用信号処理系と、ズレ補正用信号処理系からの処理信号
により検査用光ビームと細胞懸濁液の流れの位置とを一
致させるズレ補正手段と、を設けたものであり、これに
より、検査用光ビーム照射点と細胞懸濁液の流れの位置
とのズレを細胞検査中に自動的に補正するという目的を
達成するものである。
すシースフロー系と、シースフロー系中に流れる細胞懸
濁液の流れ内の個々の細胞に波長の揃った検査用光ビー
ムを照射してその散乱光または螢光の強度を測定する検
査用照射測定光学系と、検査用照射測定光学系からの信
号により細胞の種類、大きさ、形状等を検知する検査用
信号処理系とからなる光計測式生体細胞分析装置におい
て、細胞懸濁液中に又は細胞懸濁液に沿ったシース液中
にマーカを流すマーカフロー系と、マーカに波長の揃っ
た補正用光ビームを照射してその散乱光または螢光の強
度を測定する補正用照射測定光学系と、補正用照射測定
光学系からの信号により前記検査用光ビームの照射位置
と細胞懸濁液の流れの位置とのズレを検知するズレ補正
用信号処理系と、ズレ補正用信号処理系からの処理信号
により検査用光ビームと細胞懸濁液の流れの位置とを一
致させるズレ補正手段と、を設けたものであり、これに
より、検査用光ビーム照射点と細胞懸濁液の流れの位置
とのズレを細胞検査中に自動的に補正するという目的を
達成するものである。
また、細胞検査中に細胞懸濁液の流量を適正に補正する
という目的を達成するために、上記の光計測式生体細胞
分析装置において、補正用照射測定光学系からの信号に
より細胞懸濁液の流量を検知する流量補正用信号処理系
と、流量補正用信号処理系からの処理信号により細胞懸
濁液の流量をを適正値に調整する流量補正手段を設ける
。
という目的を達成するために、上記の光計測式生体細胞
分析装置において、補正用照射測定光学系からの信号に
より細胞懸濁液の流量を検知する流量補正用信号処理系
と、流量補正用信号処理系からの処理信号により細胞懸
濁液の流量をを適正値に調整する流量補正手段を設ける
。
マーカフロー系によって細胞懸濁液中またはそれを包む
シース液中を層流状態で流れる前記マーカの流れは細胞
懸濁液の流れと常に一定の位置関係を保って流れる。補
正用照射光学系では、このマーカに補正用光ビームを照
射してマーカからの散乱光または螢光の強度を測定する
。マーカが補正用光ビーム照射位置から外れると上記の
強度は著しく減少する。ズレ補正用信号処理系では上記
測定信号により検査用光ビーム照射位置と細胞懸濁液の
流れの位置とのズレを検卸し、七れに基づいてズレ補正
手段は検査用光ビーム照射位置と細胞懸濁液の流れの位
置を一致させるように作用する。
シース液中を層流状態で流れる前記マーカの流れは細胞
懸濁液の流れと常に一定の位置関係を保って流れる。補
正用照射光学系では、このマーカに補正用光ビームを照
射してマーカからの散乱光または螢光の強度を測定する
。マーカが補正用光ビーム照射位置から外れると上記の
強度は著しく減少する。ズレ補正用信号処理系では上記
測定信号により検査用光ビーム照射位置と細胞懸濁液の
流れの位置とのズレを検卸し、七れに基づいてズレ補正
手段は検査用光ビーム照射位置と細胞懸濁液の流れの位
置を一致させるように作用する。
また、細胞懸濁液の流量が変動すると、細胞懸濁液中を
流れるマーカの場合は、補正用光ビーム照射位置近傍を
通過するマーカの量が変化し、それによりマーカからの
散乱光または螢光の強度は変化する。また、細胞懸濁液
に沿ったシース液中を流れるマーカの場合は、マーカの
流れの位置が細胞懸濁液の流れの位置に対して移動し、
それによって上記の強度が変化する。この変化にょシ流
量補正用信号処理系では細胞懸濁液の流量を検知し、こ
れに応じ、流量補正手段は細胞懸濁液の流りを適正な値
に調整する。
流れるマーカの場合は、補正用光ビーム照射位置近傍を
通過するマーカの量が変化し、それによりマーカからの
散乱光または螢光の強度は変化する。また、細胞懸濁液
に沿ったシース液中を流れるマーカの場合は、マーカの
流れの位置が細胞懸濁液の流れの位置に対して移動し、
それによって上記の強度が変化する。この変化にょシ流
量補正用信号処理系では細胞懸濁液の流量を検知し、こ
れに応じ、流量補正手段は細胞懸濁液の流りを適正な値
に調整する。
以下、本発明の１実施例を図面を用いて説明する０
ル液という）１７を包み込むように合流する第７図と同
様のシース７０−系が構成されている。サンプル液１７
は第７図におけるサンプル液２３に相当する。サンプル
液１７にはレーザ光１８を照射すると細胞から発生する
螢光波長と異なる波長の螢光を発する螢光物質がマーカ
として溶かされている。スキャナミラー２はスキャナ１
５に取シ付けられておシ、レーザ１からのレーザ光１８
を７０−セル６の流路幅方向に高周波で加振（揺動）で
きるようになっている。７０−セル６内を流れるサンプ
ル液１７にレーザ光１８が集光するようニレンズ５が、
スキャナミラー２と７０−セル６の間の光軸上に設けら
れている。またスキャナミラー２とレンズ５の間にはハ
ーフミラ−３と円筒片ハーフミラ−４がこの順に設置さ
れている。ハーフミラ−３は光軸に垂直に置かれ、円筒
片ハーフミラ−４は円筒中心線がレーザ光１８加振方向
と垂直になるように、また円筒凸面がスキャナミラ−２
の方を向くように設置されている。サンプル液１７甲に
溶けている螢光物質（マーカ）からの螢光２０と、細胞
からの螢光散乱光２１が混在した光１９を集めるために
、対物レンズ７が７０−セル６のレンズ５と反対側に設
けられている。
様のシース７０−系が構成されている。サンプル液１７
は第７図におけるサンプル液２３に相当する。サンプル
液１７にはレーザ光１８を照射すると細胞から発生する
螢光波長と異なる波長の螢光を発する螢光物質がマーカ
として溶かされている。スキャナミラー２はスキャナ１
５に取シ付けられておシ、レーザ１からのレーザ光１８
を７０−セル６の流路幅方向に高周波で加振（揺動）で
きるようになっている。７０−セル６内を流れるサンプ
ル液１７にレーザ光１８が集光するようニレンズ５が、
スキャナミラー２と７０−セル６の間の光軸上に設けら
れている。またスキャナミラー２とレンズ５の間にはハ
ーフミラ−３と円筒片ハーフミラ−４がこの順に設置さ
れている。ハーフミラ−３は光軸に垂直に置かれ、円筒
片ハーフミラ−４は円筒中心線がレーザ光１８加振方向
と垂直になるように、また円筒凸面がスキャナミラ−２
の方を向くように設置されている。サンプル液１７甲に
溶けている螢光物質（マーカ）からの螢光２０と、細胞
からの螢光散乱光２１が混在した光１９を集めるために
、対物レンズ７が７０−セル６のレンズ５と反対側に設
けられている。
ハーフミラ−８は、対物レンズ７によって集められた光
１９のうちマーカから螢光２０のみを反射して分離する
波長選択性ハーフミラ−である。フォトデテクタ９は上
記反射光２０を検知するように設置されている。光強度
検出器１０は、フォトデテクタ９から信号を受けている
ように設置されている。信号処理器１１は光強に検出器
１０の測定信号を受けて処理信号をパルプコントローラ
１２とスキャナコントローラ１４に伝達できるように設
置されている。パルプコン）ｏ−２１２には、サンプル
液流量調節用の可変流量パルプ１３がつながれている。
１９のうちマーカから螢光２０のみを反射して分離する
波長選択性ハーフミラ−である。フォトデテクタ９は上
記反射光２０を検知するように設置されている。光強度
検出器１０は、フォトデテクタ９から信号を受けている
ように設置されている。信号処理器１１は光強に検出器
１０の測定信号を受けて処理信号をパルプコントローラ
１２とスキャナコントローラ１４に伝達できるように設
置されている。パルプコン）ｏ−２１２には、サンプル
液流量調節用の可変流量パルプ１３がつながれている。
スキャナコントローラ１４にはスキャナ１５がつながれ
ている。
ている。
第２図は第１図の装置の動作説明のための部分図であっ
て、便宜的にレンズ５、フローセル６の本体、スキャナ
１５等の図示を省略しである。螢光物質（マーカ）を溶
かしたサンプル液１７は、その流れの中に細胞２２を含
んでいるため、層流状態であればサンプル液１７の流れ
の位置と、細胞の流れの位置は一致する。まず、流れて
いる細胞に照射されているレーザ光１８を、細胞検査の
散乱光又は螢光出力の変化が起こらない程度に加振する
。すなわちレーザ光１８のスポットから細胞２２がはみ
出さない程度の微小角αだけレーザ１８を加振する（掘
らせる）。その時、円筒片ハーフミラ−４で反射したレ
ーザ光２７は、ハーフミラ−３で再度反射して、幾分減
衰しながら円筒片ハーフミラ−４を通過し、サンプル液
１７から大きく幅方向に振れたところに照射される。こ
の振幅は、円筒片ハーフミラ−４とバー７ミ：７−３の
間隔や、円筒片ハーフミラ−４とサンプル液１７との距
離のとり方、円筒片ハーフミラ−４０曲率などによって
任意に選択できる。
て、便宜的にレンズ５、フローセル６の本体、スキャナ
１５等の図示を省略しである。螢光物質（マーカ）を溶
かしたサンプル液１７は、その流れの中に細胞２２を含
んでいるため、層流状態であればサンプル液１７の流れ
の位置と、細胞の流れの位置は一致する。まず、流れて
いる細胞に照射されているレーザ光１８を、細胞検査の
散乱光又は螢光出力の変化が起こらない程度に加振する
。すなわちレーザ光１８のスポットから細胞２２がはみ
出さない程度の微小角αだけレーザ１８を加振する（掘
らせる）。その時、円筒片ハーフミラ−４で反射したレ
ーザ光２７は、ハーフミラ−３で再度反射して、幾分減
衰しながら円筒片ハーフミラ−４を通過し、サンプル液
１７から大きく幅方向に振れたところに照射される。こ
の振幅は、円筒片ハーフミラ−４とバー７ミ：７−３の
間隔や、円筒片ハーフミラ−４とサンプル液１７との距
離のとり方、円筒片ハーフミラ−４０曲率などによって
任意に選択できる。
上記のように、レーザ光１８をサンプル液１７を中心と
して幅方向に微小角αだけ振動させると反射レーザ光２
７はサンプル液１７を横切って幅方向に大きく加振され
る。対物レンズ７を通る光１９の強度は、レーザ光１８
による定常値に反射レーザ光２７がサンプル液１７を横
切る時にマーカ螢光物質から発する螢光２０が加わった
ものになる。ハーフミラ−８は波長の相違によりこの螢
光２０のみを取り出し、他方、細胞からの散乱光または
螢光２１はこれを検査測定系へ送る。分離された螢光２
０はフォトデテクタ９および光強度検出器１０によって
七れに自薦されている発振器が生ずる搬送波の振幅変調
として信号化され、信号処理器１１に入力される。この
入力された測定信号は信号処理器の中で、サンプル液１
７とレーザ光照射点のズレを補正する処理系囚と、サン
プル液１７の流量を補正する処理系■へ別々に分けら；
する。
して幅方向に微小角αだけ振動させると反射レーザ光２
７はサンプル液１７を横切って幅方向に大きく加振され
る。対物レンズ７を通る光１９の強度は、レーザ光１８
による定常値に反射レーザ光２７がサンプル液１７を横
切る時にマーカ螢光物質から発する螢光２０が加わった
ものになる。ハーフミラ−８は波長の相違によりこの螢
光２０のみを取り出し、他方、細胞からの散乱光または
螢光２１はこれを検査測定系へ送る。分離された螢光２
０はフォトデテクタ９および光強度検出器１０によって
七れに自薦されている発振器が生ずる搬送波の振幅変調
として信号化され、信号処理器１１に入力される。この
入力された測定信号は信号処理器の中で、サンプル液１
７とレーザ光照射点のズレを補正する処理系囚と、サン
プル液１７の流量を補正する処理系■へ別々に分けら；
する。
処理系囚での補正原理を第３−１− （Ｉｋ）図〜第３
−１− （ａ）図、第３−２−（ａ）図〜第３−２−（
ｅ）図、第３−３− （ａ）図〜第３−３− （ｅ）図
、および第３−４図で以って説明する。反射レーザ光２
７が第３−’１−（ＩＬ）図に示すようにＡとＢの間で
往復振動している時、サンプル液１７が、同図に示すよ
うにＡ側へずれたとする。その時、測定信号の搬送波の
ピークピーク値ＶはＡとＢの間で第３−１−（ｂ）図に
示すように変化する。これを横軸を時間＠１にして表す
と第３−１−（ｃ）図のようになる。これにスキャナの
加振振幅Ｗをアナログ乗算器を用いて乗算すると第３−
１−（ｄ）図のような出力Ｍを得る。出力Ｍを高周波カ
ットフィルタに通して、直流成分Ｍを取シ出すと第３−
１−（４１）図に示すように負の値となる。
−１− （ａ）図、第３−２−（ａ）図〜第３−２−（
ｅ）図、第３−３− （ａ）図〜第３−３− （ｅ）図
、および第３−４図で以って説明する。反射レーザ光２
７が第３−’１−（ＩＬ）図に示すようにＡとＢの間で
往復振動している時、サンプル液１７が、同図に示すよ
うにＡ側へずれたとする。その時、測定信号の搬送波の
ピークピーク値ＶはＡとＢの間で第３−１−（ｂ）図に
示すように変化する。これを横軸を時間＠１にして表す
と第３−１−（ｃ）図のようになる。これにスキャナの
加振振幅Ｗをアナログ乗算器を用いて乗算すると第３−
１−（ｄ）図のような出力Ｍを得る。出力Ｍを高周波カ
ットフィルタに通して、直流成分Ｍを取シ出すと第３−
１−（４１）図に示すように負の値となる。
同様の処理を、サンプル液１７がＡＢ間の中心にある場
合（第３−２−（ａ）〜（・）図）およびＡＢ間でＢｆ
ｌＫずれた場合（第３−３−（ａ） 〜（ｅ）図） ｌ
ｃツいて夫々行うと、それぞれの場合について［＝Ｑ、
Ｍｈｏの出力を得ることができる。
合（第３−２−（ａ）〜（・）図）およびＡＢ間でＢｆ
ｌＫずれた場合（第３−３−（ａ） 〜（ｅ）図） ｌ
ｃツいて夫々行うと、それぞれの場合について［＝Ｑ、
Ｍｈｏの出力を得ることができる。
出力Ｍをアンプを介して、スキャナコントローラ１４の
振幅中心制御電圧として印加するようにすれば、常にＡ
Ｂ間振幅中心をサンプル液１７の中心に自動的に合わせ
ることが可能となる。すなわちレーザ光１８は常時、細
胞流下位置へ照射されることになる。
振幅中心制御電圧として印加するようにすれば、常にＡ
Ｂ間振幅中心をサンプル液１７の中心に自動的に合わせ
ることが可能となる。すなわちレーザ光１８は常時、細
胞流下位置へ照射されることになる。
次に処理系■での補正原理を第４−１− （ａ）図８第
４−１−（ｆ）図、第４−２−（ａ）図〜第４−２−（
ｆ）図、第４−３− （ａ）図〜第４−３−（ｆ）図、
および第４−４図で以りて説明する。反射レーザ光２７
が第４−１− （ｊＬ）図に示すようにＡとＢの間を往
復振動している時、サンプル液１７の流量が増加し、そ
れに伴って、液の流下幅が同図に示すように広がりたと
する。七の時、測定信号の搬送波のピークピーク値Ｖは
ＡとＢの間で第４−１−（ロ）図に示すように変化する
。これを横軸を時間軸ｔにして表わすと第４−１−（（
り図のようになる。この信号から直流成分を除去し、負
の値をとる部分を全て正の値に反転させる。この信号ψ
を第４−１−（ｄ）図に示す。辷れにスキャナの加振周
波数の２倍周波でπ／２進行させたものＷ′をアナログ
乗算器で乗算すると第４−１−（ｅ）図に示すような出
力Ｍ′を得る。
４−１−（ｆ）図、第４−２−（ａ）図〜第４−２−（
ｆ）図、第４−３− （ａ）図〜第４−３−（ｆ）図、
および第４−４図で以りて説明する。反射レーザ光２７
が第４−１− （ｊＬ）図に示すようにＡとＢの間を往
復振動している時、サンプル液１７の流量が増加し、そ
れに伴って、液の流下幅が同図に示すように広がりたと
する。七の時、測定信号の搬送波のピークピーク値Ｖは
ＡとＢの間で第４−１−（ロ）図に示すように変化する
。これを横軸を時間軸ｔにして表わすと第４−１−（（
り図のようになる。この信号から直流成分を除去し、負
の値をとる部分を全て正の値に反転させる。この信号ψ
を第４−１−（ｄ）図に示す。辷れにスキャナの加振周
波数の２倍周波でπ／２進行させたものＷ′をアナログ
乗算器で乗算すると第４−１−（ｅ）図に示すような出
力Ｍ′を得る。
この出力鯉の直流成分をフィルタによって取り出すと第
４−１−（ｆ）図に示すような正の出力Ｍ′を得る。同
様の処理を、サンプル液１７の流量が適正値の場合（第
４−２− （ａ）〜（ｆ）図）および適正値よシ少なく
なった場合（第４−３−（ａ）〜（ｆ）図）について夫
々行うと、でれそれの場合についてＭ＝０゜Ｍ＜Ｏの出
力を得ることができる。この出力をアンプを介してパル
プコントローラ１２のパルプ駆動電圧として印加すれば
、常に適正値に流量を保つことができる。なおＡからＢ
までの往復振幅を変更することで適正サンプル流量を任
意に設定することができる。
４−１−（ｆ）図に示すような正の出力Ｍ′を得る。同
様の処理を、サンプル液１７の流量が適正値の場合（第
４−２− （ａ）〜（ｆ）図）および適正値よシ少なく
なった場合（第４−３−（ａ）〜（ｆ）図）について夫
々行うと、でれそれの場合についてＭ＝０゜Ｍ＜Ｏの出
力を得ることができる。この出力をアンプを介してパル
プコントローラ１２のパルプ駆動電圧として印加すれば
、常に適正値に流量を保つことができる。なおＡからＢ
までの往復振幅を変更することで適正サンプル流量を任
意に設定することができる。
以上のような動作によって下記のような有益な効果が生
み出される。
み出される。
スキャナミラー２の振動周波数をＩ ＫＨｚ、などの高
い周波数に選択すると、細胞検査実施中に７０−セルに
対して外乱が加わったシ、フロー系の目づまシ等による
流れの乱れが生じたとしても高応答に細胞流れ部ヘレー
ザ光１８をシフトさせることができる。また検査開始時
の光軸合わせなどの調整作業はほとんど不要になる。
い周波数に選択すると、細胞検査実施中に７０−セルに
対して外乱が加わったシ、フロー系の目づまシ等による
流れの乱れが生じたとしても高応答に細胞流れ部ヘレー
ザ光１８をシフトさせることができる。また検査開始時
の光軸合わせなどの調整作業はほとんど不要になる。
さらに検査中にフロー系の目づまりや、供給圧能力の降
下など流量変化を発生させる原因が生じ念としてもレー
ザ照射測定点において常にサンプル液を適正な流量に保
つことができる。またフロー系やフローセル６など、個
々の製品ごとに精度のバラツキが存在するが、それによ
る流量誤差のための検定等は不必要となる。
下など流量変化を発生させる原因が生じ念としてもレー
ザ照射測定点において常にサンプル液を適正な流量に保
つことができる。またフロー系やフローセル６など、個
々の製品ごとに精度のバラツキが存在するが、それによ
る流量誤差のための検定等は不必要となる。
上記実施例においては、細胞の流れの位置を示すマーカ
ーとしてサンプル液に混合した螢光物質を用いたが、こ
れに代えて散乱光強健の一定した標準粒子やコントロー
ル細胞などをサンプル液にマーカとして混合して、反射
レーザ光２７による散乱光強度の変化を測定してもよい
。
ーとしてサンプル液に混合した螢光物質を用いたが、こ
れに代えて散乱光強健の一定した標準粒子やコントロー
ル細胞などをサンプル液にマーカとして混合して、反射
レーザ光２７による散乱光強度の変化を測定してもよい
。
第５図は別の実施例を示すもので、この実施例では、サ
ンプル液２３（前記のサンプル液１７と異υ、マーカと
しての螢光物を含まない細胞懸濁液）に対して左右両方
又は一方から沿うようなマーカの流れをシース液１６中
に作るようにしている。マーカノズル２６はそのような
流れを作り出すようにシース流路途中に設けられている
。マーカ２５とマーカ２４は同一波長のレーザ光に対し
て互に異なる波長の螢光を発する。互に波長を異らしめ
たのは、ずれの向きを検知できるようにするためである
。なお本実施例ではレーザ光ビームは振らせない。
ンプル液２３（前記のサンプル液１７と異υ、マーカと
しての螢光物を含まない細胞懸濁液）に対して左右両方
又は一方から沿うようなマーカの流れをシース液１６中
に作るようにしている。マーカノズル２６はそのような
流れを作り出すようにシース流路途中に設けられている
。マーカ２５とマーカ２４は同一波長のレーザ光に対し
て互に異なる波長の螢光を発する。互に波長を異らしめ
たのは、ずれの向きを検知できるようにするためである
。なお本実施例ではレーザ光ビームは振らせない。
第５図の測定部を拡大したのが第６図である。
レーザ光は回折格子によって検査用レーザ光ビーム２８
と補正用レーザ光ビーム２９．３０に分離されている。
と補正用レーザ光ビーム２９．３０に分離されている。
サンプル液２３が左へずれるとマーカ２４が補正用レー
ザ光２９に大きく入シ込み、マーカ３０は補正用レーザ
光３０からはずれる。
ザ光２９に大きく入シ込み、マーカ３０は補正用レーザ
光３０からはずれる。
この２つのマーカからの異なる波長の螢光強健をそれぞ
れ検知することで、上記テンプル液２３の位置ずれを検
知して補正することができる。右にずれた場合も同様で
ある。サンプル液の流量の増減はマーカ２４，２５から
の螢光強度が同時に増加または減少したかで知ることが
できる。
れ検知することで、上記テンプル液２３の位置ずれを検
知して補正することができる。右にずれた場合も同様で
ある。サンプル液の流量の増減はマーカ２４，２５から
の螢光強度が同時に増加または減少したかで知ることが
できる。
この実施例を用いると先述した実施例のようにサンプル
液に螢光物質を混合する必要はない０〔発明の効果〕 以上述べたように、本発明によれば、シース７０一方式
の光計測式生体細胞分析装置において、ａ胞検査甲に、
細胞懸濁液の流れの位置と検査用光ビーム照射位置との
ズレを検知し、でのズレを自動的に補正すること、また
、細胞検査中に、細胞懸濁液の流量を検知して、該流量
を自動的に適正値に補正することが可能となる０これに
よって流れる殆んど全ての細胞に対して検査用光ビーム
を照射することができ、精度の良い細胞検査が可能とな
る。
液に螢光物質を混合する必要はない０〔発明の効果〕 以上述べたように、本発明によれば、シース７０一方式
の光計測式生体細胞分析装置において、ａ胞検査甲に、
細胞懸濁液の流れの位置と検査用光ビーム照射位置との
ズレを検知し、でのズレを自動的に補正すること、また
、細胞検査中に、細胞懸濁液の流量を検知して、該流量
を自動的に適正値に補正することが可能となる０これに
よって流れる殆んど全ての細胞に対して検査用光ビーム
を照射することができ、精度の良い細胞検査が可能とな
る。
さらに細胞検査開始前の煩雑な光Ｓ調整や流量調整など
の手間を省くことができる。
の手間を省くことができる。
第１図は本発明の１実施例によるシースフロ一式の光計
測式生体細胞分析装置の構成図、第２図は同実施例の動
作説明のための要部を示した図、第ａ−ｔ−（ａ）図な
いし第３−１−（ｅ）図、第３−２−（ａ）図ないし第
３−２−（ｅ）図、第３−３−（ａ）図ない（７第３−
３−（６）図および第３−４図は同実施例における細胞
懸濁液と光ビーム照射点との位置ズレの補正原理を説明
するための図、第４−１− （ａ）図ないし第４−１−
（ｆ）図、第４−２− （ａ）図ナイシ第４−２−（ｆ
）図、第４−３−（＆）図ナイし第４−３−（ｆ）図お
よび第４−４図は同実施例における細胞懸濁液の流量の
補正原理を説明するための図、第５図および第６図は本
発明の他の実施例の要部および動作原理を夫々示した図
、第７図は従来技術におけるシースフロー系を示した図
である。 １・・・レーザ ２・・・スキャナミラー３・
・ハーフミラ−４・・・円筒片ハーフミラ−６・・・フ
ローセル フ・・・対物レンズ８・・・波長選択性
のハーフミラー ９・・・７オートデテクタ １ｏ・・・光電変換器１１
・・・信号処理器 １２・・・パルプコントローラ１
３・・・可変流量パルプ １４・・・スキャナコントロ
ーラ１５・・・スキャナ １６・・・シース液１７
・・・サンプル液（細胞懸濁液） １８・・・レーザ光ビーム ２２・・・細胞２３・・、
・細胞懸濁液 ２４．２５・・・マーカ２６・・・マ
ーカノズル ２７・・・反射光ビーム２８・・・検査用
レーザ光ビーム ２９、ｊ Ｏ・・・補正用レーザ光ビーム。 第 １図 第２図 第３−２−（α）図 第３−２−（ｂ）図
笛３−２−（ｃ）０第３−４図 １ 財３−２−印図 第３−２− （ｅ）間第４
−１責α）図 姑４−１−（ｂ）図 第
４−１− （。）図ｍ４−２−（ｃＬ）図 第４−２
−（ｂ）［ｍ １４−２−（ｃ）［Ｋ％＋−３−
（α）ｊｐ 第４−３−（ｂ）図 箭４−３
−（ｃ’ＲＪ党！ 婿！ 第 シー
測式生体細胞分析装置の構成図、第２図は同実施例の動
作説明のための要部を示した図、第ａ−ｔ−（ａ）図な
いし第３−１−（ｅ）図、第３−２−（ａ）図ないし第
３−２−（ｅ）図、第３−３−（ａ）図ない（７第３−
３−（６）図および第３−４図は同実施例における細胞
懸濁液と光ビーム照射点との位置ズレの補正原理を説明
するための図、第４−１− （ａ）図ないし第４−１−
（ｆ）図、第４−２− （ａ）図ナイシ第４−２−（ｆ
）図、第４−３−（＆）図ナイし第４−３−（ｆ）図お
よび第４−４図は同実施例における細胞懸濁液の流量の
補正原理を説明するための図、第５図および第６図は本
発明の他の実施例の要部および動作原理を夫々示した図
、第７図は従来技術におけるシースフロー系を示した図
である。 １・・・レーザ ２・・・スキャナミラー３・
・ハーフミラ−４・・・円筒片ハーフミラ−６・・・フ
ローセル フ・・・対物レンズ８・・・波長選択性
のハーフミラー ９・・・７オートデテクタ １ｏ・・・光電変換器１１
・・・信号処理器 １２・・・パルプコントローラ１
３・・・可変流量パルプ １４・・・スキャナコントロ
ーラ１５・・・スキャナ １６・・・シース液１７
・・・サンプル液（細胞懸濁液） １８・・・レーザ光ビーム ２２・・・細胞２３・・、
・細胞懸濁液 ２４．２５・・・マーカ２６・・・マ
ーカノズル ２７・・・反射光ビーム２８・・・検査用
レーザ光ビーム ２９、ｊ Ｏ・・・補正用レーザ光ビーム。 第 １図 第２図 第３−２−（α）図 第３−２−（ｂ）図
笛３−２−（ｃ）０第３−４図 １ 財３−２−印図 第３−２− （ｅ）間第４
−１責α）図 姑４−１−（ｂ）図 第
４−１− （。）図ｍ４−２−（ｃＬ）図 第４−２
−（ｂ）［ｍ １４−２−（ｃ）［Ｋ％＋−３−
（α）ｊｐ 第４−３−（ｂ）図 箭４−３
−（ｃ’ＲＪ党！ 婿！ 第 シー
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 細胞懸濁液をシース液で包んで層流状態で流すシー
スフロー系と、シースフロー系中に流れる細胞懸濁液の
流れ内の個々の細胞に波長の揃った検査用光ビームを照
射してその散乱光または螢光の強度を測定する検査用照
射測定光学系と、検査用照射測定光学系からの信号によ
り細胞の種類、大きさ、形状等を検知する検査用信号処
理系とからなる光計測式生体細胞分析装置において、細
胞懸濁液中に又は細胞懸濁液に沿ったシース液中にマー
カを流すマーカフロー系と、マーカに波長の揃った補正
用光ビームを照射してその散乱光または螢光の強度を測
定する補正用照射測定光学系と、補正用照射測定光学系
からの信号により前記検査用光ビームの照射位置と細胞
懸濁液の流れの位置とのズレを検知するズレ補正用信号
処理系と、ズレ補正用信号処理系からの処理信号により
検査用光ビームと細胞懸濁液の流れの位置とを一致させ
るズレ補正手段と、を設けたことを特徴とする光計測式
生体細胞分析装置。 ２ 補正用照射測定光学系からの信号により細胞懸濁液
の流量を検知する流量補正用信号処理系と、流量補正用
信号処理系からの処理信号により細胞懸濁液の流量を適
正値に調整する流量補正手段を設けた特許請求の範囲第
１項記載の光計測式生体細胞分析装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62142775A JPS63307332A (ja) | 1987-06-08 | 1987-06-08 | 光計測式生体細胞分析装置 |
| DE8888108784T DE3874218T2 (de) | 1987-06-08 | 1988-06-01 | Photoanalysegeraet mit mitteln zum korrigieren des stroemens der die teilchen tragenden fluessigkeit und/oder der lage des angewandten lichtstrahles und zugehoerige methode. |
| EP88108784A EP0294701B1 (en) | 1987-06-08 | 1988-06-01 | Photoanalysis apparatus with means for correcting flow rate of fluid carrying particles and/or position of applied light beam for examination and photoanalysis method therefor |
| US07/203,457 US4863264A (en) | 1987-06-08 | 1988-06-07 | Photoanalysis apparatus with means for correcting flow rate of fluid carrying particles and/or position of applied light beam for examination and photoanalysis method therefor |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62142775A JPS63307332A (ja) | 1987-06-08 | 1987-06-08 | 光計測式生体細胞分析装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63307332A true JPS63307332A (ja) | 1988-12-15 |
Family
ID=15323301
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62142775A Pending JPS63307332A (ja) | 1987-06-08 | 1987-06-08 | 光計測式生体細胞分析装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4863264A (ja) |
| EP (1) | EP0294701B1 (ja) |
| JP (1) | JPS63307332A (ja) |
| DE (1) | DE3874218T2 (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006242849A (ja) * | 2005-03-04 | 2006-09-14 | Mitsui Eng & Shipbuild Co Ltd | 試料液流の位置制御方法および装置 |
| JP2006250686A (ja) * | 2005-03-10 | 2006-09-21 | Mitsui Eng & Shipbuild Co Ltd | フローサイトメータ及びレーザ光照射方法 |
| JP2013242335A (ja) * | 2008-01-16 | 2013-12-05 | Life Technologies Corp | 音響収束ハードウェアおよび実装のためのシステムおよび方法 |
| JP2016145834A (ja) * | 2016-03-16 | 2016-08-12 | ソニー株式会社 | 微小粒子分取装置及びキャリブレーション用粒子 |
| JP2017146240A (ja) * | 2016-02-18 | 2017-08-24 | アズビル株式会社 | 粒子検出システム及び粒子の検出方法 |
Families Citing this family (17)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5275787A (en) * | 1989-10-04 | 1994-01-04 | Canon Kabushiki Kaisha | Apparatus for separating or measuring particles to be examined in a sample fluid |
| US5370842A (en) * | 1991-11-29 | 1994-12-06 | Canon Kabushiki Kaisha | Sample measuring device and sample measuring system |
| JPH0610900A (ja) * | 1992-04-27 | 1994-01-21 | Canon Inc | 液体移動方法及び移動装置ならびにこれを利用した測定装置 |
| US6454945B1 (en) | 1995-06-16 | 2002-09-24 | University Of Washington | Microfabricated devices and methods |
| US5948684A (en) | 1997-03-31 | 1999-09-07 | University Of Washington | Simultaneous analyte determination and reference balancing in reference T-sensor devices |
| US6541213B1 (en) | 1996-03-29 | 2003-04-01 | University Of Washington | Microscale diffusion immunoassay |
| US6159739A (en) * | 1997-03-26 | 2000-12-12 | University Of Washington | Device and method for 3-dimensional alignment of particles in microfabricated flow channels |
| US6007775A (en) | 1997-09-26 | 1999-12-28 | University Of Washington | Multiple analyte diffusion based chemical sensor |
| CA2320296A1 (en) | 1998-05-18 | 1999-11-25 | University Of Washington | Liquid analysis cartridge |
| US6830729B1 (en) | 1998-05-18 | 2004-12-14 | University Of Washington | Sample analysis instrument |
| JP4404547B2 (ja) * | 2000-10-19 | 2010-01-27 | バイオカルテイス・エス・エイ | マイクロキャリアの識別用操作のための方法及び装置 |
| US7550267B2 (en) | 2004-09-23 | 2009-06-23 | University Of Washington | Microscale diffusion immunoassay utilizing multivalent reactants |
| EP2724144B1 (en) | 2011-08-25 | 2018-04-11 | Sony Corporation | Characterization of motion-related error in a stream of moving micro-entities |
| US9500588B2 (en) | 2014-09-30 | 2016-11-22 | Perkinelmer Health Sciences, Inc. | Flow cell modules and liquid sample analyzers and methods including same |
| US9581491B2 (en) | 2014-09-30 | 2017-02-28 | Perkinelmer Health Sciences, Inc. | Flow cell modules and liquid sample analyzers and methods including same |
| US10908065B2 (en) * | 2018-09-17 | 2021-02-02 | Inguran, Llc | Light collection from objects within a fluid column |
| US20250116590A1 (en) * | 2022-01-26 | 2025-04-10 | Dyneval Limited | Apparatus and Method for Measuring a Parameter of Particles |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3873204A (en) * | 1970-01-14 | 1975-03-25 | Bio Physics Systems Inc | Optical extinction photoanalysis apparatus for small particles |
| DE3477966D1 (en) * | 1983-05-12 | 1989-06-01 | Toshiba Kk | Grain counter |
| US4643566A (en) * | 1984-07-20 | 1987-02-17 | Canon Kabushiki Kaisha | Particle analyzing apparatus |
| US4989977A (en) * | 1985-07-29 | 1991-02-05 | Becton, Dickinson And Company | Flow cytometry apparatus with improved light beam adjustment |
-
1987
- 1987-06-08 JP JP62142775A patent/JPS63307332A/ja active Pending
-
1988
- 1988-06-01 EP EP88108784A patent/EP0294701B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1988-06-01 DE DE8888108784T patent/DE3874218T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1988-06-07 US US07/203,457 patent/US4863264A/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2006242849A (ja) * | 2005-03-04 | 2006-09-14 | Mitsui Eng & Shipbuild Co Ltd | 試料液流の位置制御方法および装置 |
| JP2006250686A (ja) * | 2005-03-10 | 2006-09-21 | Mitsui Eng & Shipbuild Co Ltd | フローサイトメータ及びレーザ光照射方法 |
| JP2013242335A (ja) * | 2008-01-16 | 2013-12-05 | Life Technologies Corp | 音響収束ハードウェアおよび実装のためのシステムおよび方法 |
| JP2014211454A (ja) * | 2008-01-16 | 2014-11-13 | ライフ テクノロジーズ コーポレーション | 音響収束ハードウェアおよび実装のためのシステムおよび方法 |
| JP2017146240A (ja) * | 2016-02-18 | 2017-08-24 | アズビル株式会社 | 粒子検出システム及び粒子の検出方法 |
| JP2016145834A (ja) * | 2016-03-16 | 2016-08-12 | ソニー株式会社 | 微小粒子分取装置及びキャリブレーション用粒子 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE3874218T2 (de) | 1993-04-22 |
| US4863264A (en) | 1989-09-05 |
| DE3874218D1 (de) | 1992-10-08 |
| EP0294701A3 (en) | 1990-02-21 |
| EP0294701B1 (en) | 1992-09-02 |
| EP0294701A2 (en) | 1988-12-14 |
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