JP2015524070A - Spatial correlation focusing from multiple sample streams excited by a line focusing light source - Google Patents
Spatial correlation focusing from multiple sample streams excited by a line focusing light source Download PDFInfo
- Publication number
- JP2015524070A JP2015524070A JP2015518392A JP2015518392A JP2015524070A JP 2015524070 A JP2015524070 A JP 2015524070A JP 2015518392 A JP2015518392 A JP 2015518392A JP 2015518392 A JP2015518392 A JP 2015518392A JP 2015524070 A JP2015524070 A JP 2015524070A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- sample
- streams
- flow
- stream
- light
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
- 239000002245 particle Substances 0.000 claims abstract description 94
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims abstract description 21
- 230000005284 excitation Effects 0.000 claims abstract description 11
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 22
- 206010036618 Premenstrual syndrome Diseases 0.000 claims description 8
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 7
- 239000000758 substrate Substances 0.000 claims description 7
- 239000012780 transparent material Substances 0.000 claims 1
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 abstract description 28
- 238000000684 flow cytometry Methods 0.000 abstract description 23
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 46
- 239000000523 sample Substances 0.000 description 46
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 11
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 description 9
- 239000008280 blood Substances 0.000 description 9
- 239000011521 glass Substances 0.000 description 9
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 7
- 238000004163 cytometry Methods 0.000 description 5
- 238000013075 data extraction Methods 0.000 description 4
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 4
- XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N Silicon Chemical compound [Si] XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 3
- 238000013461 design Methods 0.000 description 3
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 3
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 3
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 3
- 229910052710 silicon Inorganic materials 0.000 description 3
- 239000010703 silicon Substances 0.000 description 3
- 238000011953 bioanalysis Methods 0.000 description 2
- 210000000601 blood cell Anatomy 0.000 description 2
- 238000005251 capillar electrophoresis Methods 0.000 description 2
- 230000008859 change Effects 0.000 description 2
- 238000012512 characterization method Methods 0.000 description 2
- 150000001875 compounds Chemical class 0.000 description 2
- 230000002596 correlated effect Effects 0.000 description 2
- 238000007865 diluting Methods 0.000 description 2
- 238000007876 drug discovery Methods 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 238000005530 etching Methods 0.000 description 2
- 230000001747 exhibiting effect Effects 0.000 description 2
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 2
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 2
- 238000009652 hydrodynamic focusing Methods 0.000 description 2
- 238000002952 image-based readout Methods 0.000 description 2
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 2
- 230000008569 process Effects 0.000 description 2
- 208000005443 Circulating Neoplastic Cells Diseases 0.000 description 1
- 239000012736 aqueous medium Substances 0.000 description 1
- 230000004888 barrier function Effects 0.000 description 1
- 239000011324 bead Substances 0.000 description 1
- 238000012742 biochemical analysis Methods 0.000 description 1
- 239000012472 biological sample Substances 0.000 description 1
- 230000005779 cell damage Effects 0.000 description 1
- 208000037887 cell injury Diseases 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 1
- 230000000875 corresponding effect Effects 0.000 description 1
- 238000000708 deep reactive-ion etching Methods 0.000 description 1
- 238000004720 dielectrophoresis Methods 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 description 1
- 238000005194 fractionation Methods 0.000 description 1
- 230000036541 health Effects 0.000 description 1
- 238000005534 hematocrit Methods 0.000 description 1
- 238000004128 high performance liquid chromatography Methods 0.000 description 1
- 230000002452 interceptive effect Effects 0.000 description 1
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 1
- 239000002609 medium Substances 0.000 description 1
- 238000002493 microarray Methods 0.000 description 1
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 1
- 238000011527 multiparameter analysis Methods 0.000 description 1
- 244000052769 pathogen Species 0.000 description 1
- 238000002360 preparation method Methods 0.000 description 1
- 238000000746 purification Methods 0.000 description 1
- 238000012552 review Methods 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 description 1
- 238000010897 surface acoustic wave method Methods 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N15/00—Investigating characteristics of particles; Investigating permeability, pore-volume, or surface-area of porous materials
- G01N15/10—Investigating individual particles
- G01N15/14—Electro-optical investigation, e.g. flow cytometers
- G01N15/1404—Fluid conditioning in flow cytometers, e.g. flow cells; Supply; Control of flow
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N15/00—Investigating characteristics of particles; Investigating permeability, pore-volume, or surface-area of porous materials
- G01N15/10—Investigating individual particles
- G01N15/14—Electro-optical investigation, e.g. flow cytometers
- G01N15/1456—Electro-optical investigation, e.g. flow cytometers without spatial resolution of the texture or inner structure of the particle, e.g. processing of pulse signals
- G01N15/1459—Electro-optical investigation, e.g. flow cytometers without spatial resolution of the texture or inner structure of the particle, e.g. processing of pulse signals the analysis being performed on a sample stream
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N15/00—Investigating characteristics of particles; Investigating permeability, pore-volume, or surface-area of porous materials
- G01N15/10—Investigating individual particles
- G01N15/14—Electro-optical investigation, e.g. flow cytometers
- G01N15/1404—Fluid conditioning in flow cytometers, e.g. flow cells; Supply; Control of flow
- G01N2015/142—Acoustic or ultrasonic focussing
Abstract
【構成】高い分析速度、サンプル容量流量および使用可能な粒子サイズをもつ合理的なフローサイトメトリシステムであり、このシステムは多数のフローストリームからデータを引き出し、ストリームのすべてにわたって励起を発生する光ビーム、およびサンプルストリームから光を集光し、この光をアレイ検出器にイメージングする光学的対物レンズを有する。【選択図】図１Consists of a rational flow cytometry system with high analysis speed, sample volume flow rate and usable particle size, which draws data from multiple flow streams and generates an excitation across all of the streams And an optical objective that collects light from the sample stream and images this light to an array detector. [Selection] Figure 1
Description
本出願は、２０１２年６月２１日に出願された米国仮出願第６１/６６２，５４１号の優先権を主張する出願であり、その内容全体を援用する出願である。 This application claims the priority of US Provisional Application No. 61 / 662,541, filed on June 21, 2012, and is incorporated herein by reference in its entirety.
本発明は、米国国立衛生研究所（ＮＩＨ）から与えられた認可第ＲＲ０２００６４号政府支援による発明である。米国政府は本発明に一定の権利を有するものである。 This invention is an invention supported by Government No. RR020064 awarded by the National Institutes of Health (NIH). The United States government has certain rights in this invention.
フローサイトメトリ（ｆｌｏｗ ｃｙｔｏｍｅｔｒｙ）は、その分析力によって細胞数の計数および多細胞モデルシステムまたは生体組織の分析を必要とする数多くの生医学用途においてきわめて貴重なものである。ところが、代表的なフローサイトメータの場合、サンプル分析フローが２５０μＬ/ｍｉｎ未満に制限され、分析速度が７０，０００細胞/秒に制限され、また粒子直径が７０μｍ未満に制限されている。これら制限は、流体流れの高速の線速度によって誘導される圧力、広いチャネル内の乱流および確率的に到着する粒子の単点分析を始めとする多数のファクターによってよりタイトになる。従って、フローサイトメトリの場合、きわめて希少な細胞集団の分析に効果を示すためにはサンプル準備工程を相当多くする必要があり、またオフラインの粒子濃度を使用すると大容量サンプル内の粒子を分析でき、かつ低い分析速度（２００粒子/秒）において直径が７０μｍより大きい粒子を分析するためには広いチャネルにフォーカシングする（focusing:絞り込み）低い線速度の流体力学を使用する特別な用途を対象とする大流量フローチャネルサイトメータが必要である。このような制限があると、希少な血球集団の検出、液体サンプルにおける病原体の検出、および大きな粒子の高スループット分析モデルシステム（例えば多細胞モデル生体組織、細胞スフェロイドおよび一つのビーズに一つの化合物が固定されている化合物ライブラリーなど）を始めとする多くの臨床用途におけるフローサイトメトリの効能が大幅に低下する。 Flow cytometry is invaluable in many biomedical applications that require counting of cells and analysis of multi-cell model systems or biological tissues due to their analytical power. However, in a typical flow cytometer, the sample analysis flow is limited to less than 250 μL / min, the analysis speed is limited to 70,000 cells / second, and the particle diameter is limited to less than 70 μm. These limitations are made tighter by a number of factors, including pressure induced by the high linear velocity of the fluid flow, turbulence in a wide channel and single point analysis of stochastically arriving particles. Therefore, flow cytometry requires significant sample preparation steps to be effective in analyzing very rare cell populations, and off-line particle concentrations can be used to analyze particles in large sample volumes. And for special applications that use low linear velocity hydrodynamics to focus on a wide channel to analyze particles larger than 70 μm in diameter at low analysis speeds (200 particles / second) A high flow flow channel cytometer is required. Such limitations can detect rare blood cell populations, pathogens in liquid samples, and large-particle high-throughput analytical model systems (eg, multicellular model tissue, cell spheroids, and one compound per bead). The efficacy of flow cytometry in many clinical applications, including fixed compound libraries, is greatly reduced.
従って、フローサイトメトリを細胞分析および粒子分析の好ましい技術とする、フローサイトメトリの分析特性（感度、自由対拘束プローブの解像度、相関多パラメータ分析など）を保持した状態で、高い分析速度、サンプルの容量流量および使用可能な粒子サイズをもつ合理的なフローサイトメトリシステムに対する大きな需要がある。 Therefore, the flow cytometry is the preferred technique for cell analysis and particle analysis, while maintaining the analytical characteristics of the flow cytometry (sensitivity, resolution of free versus constrained probe, correlated multiparameter analysis, etc.) There is a great demand for a rational flow cytometry system with a volumetric flow rate and usable particle size.
本発明は、上記のフローサイトメトリシステムと比較した場合、分析速度がより速く、サンプルの容量流量が可能で、かつ使用可能な粒子サイズをもつ合理的なフローサイトメトリシステムを提供するものである。本発明の各種実施態様は、多数のフローストリームにおいて粒子を検出するシステムを提供するものである。このシステムは多数のフローストリームからデータを引き出し（interrogates）、フローストリーム全体に対して励起作用を与える光ビーム、サンプルストリームから集光し、光をアレイ検出器にイメージングする光学的対物レンズを有する。一般的に、各フローストリームから出射した光は、その他のフローストリームから出射した光からアレイ検出器のその位置によって個別に確認でき、かつ差別化できる。一部の実施態様によれば、多数のフローストリームは音響波の使用によって得ることができる。 The present invention provides a rational flow cytometry system with a faster analysis rate, sample volumetric flow rate and usable particle size when compared to the flow cytometry system described above. . Various embodiments of the present invention provide a system for detecting particles in multiple flow streams. The system has an optical objective that interrogates data from multiple flow streams, provides a light beam that provides excitation to the entire flow stream, collects the sample stream, and images the light to an array detector. In general, the light emitted from each flow stream can be individually identified and differentiated from the light emitted from the other flow streams by its position of the array detector. According to some embodiments, multiple flow streams can be obtained through the use of acoustic waves.
一実施態様の場合、本発明は上記のフローサイトメトリシステムと比較した場合、分析速度がより速く、サンプルの容量流量が可能で、かつ使用可能な粒子サイズをもつ合理的なフローサイトメトリシステムを提供するものである。一般的には、本明細書に開示するシステムの場合、５０ｍＬ/分以下の流量および１×１０６粒子/秒以下の速度で直径が１〜１，０００μｍの細胞又は粒子を分析できる。一つの具体的な実施態様の場合、本発明システムは音響共振する微細作成チャネルおよび多節（ｍｕｌｔｉｎｏｄｅ）音響定在波の両者を使用して粒子の３００に達するフォーカシング平行ストリームを発生できる。これらフロー細胞は容量流量が２５ｍＬ/分もの高速で２００μｍに達するまで粒子をフォーカシングする。 In one embodiment, the present invention provides a rational flow cytometry system with faster analysis speed, sample volumetric flow rate and usable particle size when compared to the flow cytometry system described above. It is to provide. In general, the systems disclosed herein can analyze cells or particles having a diameter of 1-1000 μm at a flow rate of 50 mL / min or less and a rate of 1 × 10 6 particles / sec or less. In one specific embodiment, the system of the present invention can generate a focusing parallel stream reaching 300 of particles using both acoustically resonating microfabricated channels and multi-node acoustic standing waves. These flow cells focus the particles until the volumetric flow rate reaches 200 μm at a high rate of 25 mL / min.
なお、以下の説明の多くはフローサイトメトリ用途に向けられるが、本明細書に記載する機構の大多数は経時的に粒子フローを測定または検出すことを目的とする任意のシステムに適用可能である。他の好適なシステムの実例はＨＰＬＣであり、また毛細管電気泳動である。同じように、本発明システムはフローストリーム中の粒子を検出するものであるが、このフローストリームは必ずしも液体中にある必要はなく、ゲルマトリックスやその他の一部の等価なものに存在するものでもよい。 Although much of the description below is directed to flow cytometry applications, the majority of the mechanisms described herein are applicable to any system whose purpose is to measure or detect particle flow over time. is there. Examples of other suitable systems are HPLC and capillary electrophoresis. Similarly, the system of the present invention detects particles in a flow stream, but this flow stream need not necessarily be in a liquid, even if it is present in a gel matrix or some other equivalent. Good.
一般的に、レーザーやその他の好適な光源からの光はラインとして整形、指向および/または収束し、このラインは個々にデータを引き出すことができるサンプルストリームのアレイ全体にわたって延長し、ストリーム全体を励起する。光はサンプルストリーム中を移動し、この間に光によって励起された粒子から発光する光は、次に集光され、一つかそれ以上のアレイ検出器に結像（イメージング）する。光のラインによってデータを引き出す粒子の像は、アレイ検出器中の個々の要素または少数の要素に写像される。このため、アレイ検出器の各要素を具体的なサンプルストリームに相関させることができる。また、粒子の光学的な特性によって粒子を収集でき、その間ある粒子がどのサンプルストリームに存在するかを記録できる。さらに、サンプルストリーム間の空間に相関するアレイ検出器中の要素からの信号の連続収集によって、信号処理アルゴリズムに使用できる背景信号をモニターする機会を確保できる。 In general, light from a laser or other suitable light source is shaped, directed, and / or converged as a line that extends across an array of sample streams from which data can be extracted individually and excites the entire stream To do. Light travels through the sample stream, during which light emitted from the particles excited by the light is collected and imaged onto one or more array detectors. The particle image from which data is extracted by the line of light is mapped to individual elements or a small number of elements in the array detector. Thus, each element of the array detector can be correlated to a specific sample stream. In addition, particles can be collected by the optical properties of the particles, and the sample stream in between can be recorded in which sample stream. Furthermore, the continuous collection of signals from the elements in the array detector that correlate with the space between the sample streams ensures the opportunity to monitor background signals that can be used in signal processing algorithms.
また、マルチストリーム毛細管電気泳動の場合、個々のストリームを横断して光ビームを移動させることによってサンプルストリームのアレイから順次データを引き出し、データ引き出しゾーン(interrogation zone)の処理時にこのゾーンがたまたま移動する場合にのみこれら粒子が検出されるが、本発明のシステムの場合、これとは対照的に、すべてのサンプルストリームについて同時にデータ引き出し処理を行い、常時あらゆるストリームにおけるすべての検出可能な粒子を明確に記録し、かつどのストリームに粒子が現れているかを通知するシステムである。この能力のため、感度が高くなり、また事象ベースの検出性などの特性が高くなる。 Also, in multi-stream capillary electrophoresis, data is sequentially extracted from the sample stream array by moving the light beam across the individual streams, and this zone happens to move during the processing of the data extraction zone. In contrast, in the system of the present invention, the data extraction process is performed on all sample streams at the same time, and all detectable particles in every stream are always clearly defined. It is a system for recording and notifying in which stream particles are appearing. This capability increases sensitivity and characteristics such as event-based detectability.
さらに、以下に詳細に説明するように、本発明システムはより大きな粒子および大きな流量に容易に対処できるサンプルストリームを流すことができるように設計することができる。同時データ引き出し処理および大きなサンプルストリームキャパシティを組み合わせると、粒子分析の分野に対して強力なツールが得られる。 In addition, as described in detail below, the system of the present invention can be designed to allow a sample stream that can easily accommodate larger particles and large flow rates. Combining simultaneous data extraction processing and large sample stream capacity provides a powerful tool for the field of particle analysis.
ここで図１について説明すると、システム１０の第１実施態様が示されている。図示のように、システム１０はレーザー１２、ビームシェーパー１４、光学的対物レンズ１６、サンプルストリーム１８、ビームスプリッター２０および一つかそれ以上のアレイ検出器２２を有する。図示のように、レーザー１２は標準的な円形レーザービームまたは楕円形レーザービームを発生するようになっている。次に、レーザー１２からの光はビームシェーパー１４に向かいこれを通過する。このレーザーシェーパー１４としては例えばパウエルレンズ（Ｐｏｗｅｌｌ ｌｅｎｓ）（例えばカナダオンタリオ州にあるＬａｓｅｒ ＬｉｎｅＯｐｔｉｃｓ、Ｉｎｃから市販されている）の形を取ればよく、光をラインに整形する。次に、光のラインは二色ビームスプリッターを介して光学的対物レンズ１６に向かい、サンプルストリームアレイ１８の幅全体にわたって光のラインをフォーカシングし、各サンプルストリームについて同時にデータ引き出し処理を行う。図１に示す実施態様の場合、光学的対物レンズ１６はサンプルから光を集光し、集光された光をアレイ検出器（複数の場合もある）２２に結像する。図示のように、集光された光は一つかそれ以上のビームスプリッター２０に通してからアレイ検出器（複数の場合もある）に入射させてもよい。
Referring now to FIG. 1, a first embodiment of the
レーザー１２としては任意のタイプのレーザーを使用することができ、あるいはレーザーダイオードバーを使用してもよい。さらに、発光ダイオードやアークランプなどの任意の強力な光源も使用可能である。
Any type of laser may be used as the
アレイ検出器（複数の場合もある）２２としては、マルチアノードＰＭＴ、ｅｍＣＣＤ、ＣＭＯＳ、ＣＣＤやその他の光学的検出器などの検出器の任意のアレイを使用することができる。 The array detector (s) 22 can be any array of detectors such as multi-anode PMT, emCCD, CMOS, CCD and other optical detectors.
なお図示のように、本発明における各種の光ビームの方向を曲げるか変更するために各種の鏡やその他の光学的素子を使用すれば、各種の構成部材に対して各種の構成が可能になり、また各種の相対位置を取ることが可能になる。なお、本明細書に記載するか添付図面に示す各種素子の相対的位置に関しては、図示の、あるいは記載した具体的な位置および相対的な位置に制限をされるものではない。さらに、当業者ならば、光ビームの方向を曲げるか変更するために使用できる広い範囲の素子について熟知しているはずである。従って、必ずしも実質的な細部にわたって説明しないが、本発明にはこのような機構および/またはこのような各種の素子を使用することが意図されている。例えば、本明細書に記載する各種の構成部材および素子については、使用するスペース量を最小化するように、あるいは具体的な位置または領域にフィットするように構成することができる。また、ほぼ無限数の構成や相対的位置が可能である。 As shown in the figure, if various mirrors and other optical elements are used to bend or change the direction of various light beams in the present invention, various configurations can be made for various components. In addition, various relative positions can be taken. Note that the relative positions of the various elements described in this specification or shown in the accompanying drawings are not limited to the specific positions and relative positions shown or described. Further, those skilled in the art will be familiar with a wide range of elements that can be used to bend or change the direction of the light beam. Accordingly, although not necessarily described in substantial detail, the present invention contemplates the use of such mechanisms and / or various such elements. For example, the various components and elements described herein can be configured to minimize the amount of space used or to fit a specific location or region. Also, an almost infinite number of configurations and relative positions are possible.
一部の実施態様では、光学的対物レンズ１６はＮＡが０．４５で、倍率が１０倍の無限補正式対物レンズの形を取ることができる。これら仕様に適合する対物レンズは市販のサイトメータに使用されている対物レンズに匹敵し、幅が１０μｍ、長さが１．６ｍｍのレーザーラインの発生を有効に維持することが判明している。例えばＳｉｎｃｌａｉｒ ｅｔ ａｌ（２００４）、ハイパースペクトルマイクロアレイスキャナーの設計、構成、特性化および用途を参照。Ａｐｐｌｉｅｄ Ｏｐｔｉｃｓ ４２、２０７９−２０８８。幾何学的により長いレーザーラインおよびより広い視野を目的とする場合には、直径が７５ｍｍ、ＮＡが０．６２で焦点長さが６０ｍｍのＡＬ７５６０−Ａ（ＴｈｏｒＬａｂｓ、Ｉｎｃ（米国ニュージャージー州ニュートン）製）などの非球面レンズを使用することができる。この対物レンズは無限補正光路、大きな直径および高いＮＡをもつため、適切なパウエルレンズとペアで使用した場合に長さが数十ｍｍのレーザーラインを発生することが可能になる。さらに、ＮＡが高いため、広い視野にわたって感度よく光学的集光を確保できる。これらレンズの場合実行可能な実施例が得られるが、単独素子レンズ（非球面レンズなど）、多数の素子レンズや異なる仕様をもつ対物レンズなどの任意の対物レンズも使用可能である。 In some implementations, the optical objective 16 can take the form of an infinitely corrected objective having an NA of 0.45 and a magnification of 10. Objective lenses that meet these specifications have been found to be comparable to objective lenses used in commercially available cytometers and to effectively maintain the generation of a laser line having a width of 10 μm and a length of 1.6 mm. See, for example, Sinclair et al (2004), hyperspectral microarray scanner design, construction, characterization and application. Applied Optics 42, 2079-2088. AL7560-A (ThorLabs, Inc, Newton, NJ, USA) with a diameter of 75 mm, NA of 0.62, and focal length of 60 mm for geometrically longer laser lines and wider field of view An aspheric lens such as can be used. Since this objective lens has an infinite correction optical path, a large diameter, and a high NA, a laser line having a length of several tens of millimeters can be generated when used in combination with an appropriate Powell lens. Furthermore, since the NA is high, it is possible to secure optical condensing with high sensitivity over a wide field of view. In the case of these lenses, feasible embodiments are obtained, but any objective lens such as a single element lens (such as an aspheric lens), multiple element lenses or objective lenses with different specifications can be used.
図２に第２実施態様を示す。この実施態様では、ベッセルビーム２４を使用してサンプルストリーム１６の多数のストリームから同時にデータを引き出す。ベッセルビームは非屈折性で自己修復性のレーザービームであり、アキシコンとして知られている円錐レンズを介して光をフォーカシングすることによって発生できる。ベッセルビームが光路中の障害物から散乱すると、散乱光および非散乱光が干渉し、元の波面を再度形成する。従って、フローチャネルの幅全体に対して直交した状態でサンプルストリームからデータを引き出すようにベッセルビーム２４を設定すると、このビームの自己修復特性によって相互に干渉する粒子の隣接ストリームの励起に対する影響を最小限に抑えることが可能になる。
FIG. 2 shows a second embodiment. In this embodiment,
図３に第３実施態様を示す。この実施態様では、望遠鏡２６を使用して、入ってくる光路または出ていく光路のサイズを調節する。以下により詳しく説明するように、アレイ検出器２２の焦点面内の像面またはスリット９２にマスク９０を配置し、光学的対物レンズ１６およびサンプルストリームアレイ１８の構成/角度を各種の設計要件または目的に応じて変更することができる。
FIG. 3 shows a third embodiment. In this embodiment, a
以上説明したように、本発明のシステムはサンプルストリームアレイを有する。一部の実施態様では、このアレイによって一つのサンプルを多数のストリームに、場合によっては数百のストリームに分離することができる。これらストリームは多くの方法：１．流体力学的なフォーカシング(hydrodynamic focusing)を利用して粒子の位置を設定するミクロな流体チャネルを使用する方法、２．誘電泳動を利用して粒子の位置を設定する誘電泳動合焦（Dielectrophoretic focusing）方法、３．定在超音波または表面音波を使用して粒子の位置を設定する音響フォーカシング(Acoustic focusing)方法、４．“慣性フォーカシング(inertial focusing)”、即ち微細製造構造体からの誘導フローを使用して粒子の位置を設定するミクロな流体チャネル(Microfluidic channels)方法によって発生することができる。これらの方法うち任意の方法を使用して、励起ラインを越えて流れる粒子ストリームの正則アレイを発生することができる。 As explained above, the system of the present invention has a sample stream array. In some implementations, this array can separate a sample into multiple streams and possibly into hundreds of streams. These streams are in many ways: 1. Using a microfluidic channel that uses hydrodynamic focusing to position particles. 2. Dielectrophoretic focusing method in which the position of particles is set using dielectrophoresis; 3. Acoustic focusing method in which the position of particles is set using standing ultrasonic waves or surface acoustic waves. It can be generated by "inertial focusing", i.e. a microfluidic channels method that uses guided flow from a microfabricated structure to position the particles. Any of these methods can be used to generate a regular array of particle streams flowing across the excitation line.
ストリームアレイを実現する一つの機構では、多数のサンプルストリームを発生する音響定在波を使用する音響フォーカシングの使用によって実現できる。フローサイトメトリやその他の用途に好適な多数のサンプルストリームを発生するために音響フォーカシングを使用することは、例えば本出願人によって２０１１年７月２９日に出願された米国特許出願第１３/１０３，７５６号明細書に記載されている。手短に説明すると、図４に示すように、音響波発生装置３０が毛細管またはフロー細胞３４の幅全体にわたって音響波場３２を発生する。この音響波場の各種節（ｎｏｄｅ）４０に毛細管（フローの方向は矢印３８によって示す）を介して流れるサンプル中の粒子３６が、同じ毛細管において多数の平行な粒子ストリーム４２を発生する。また、音響波場は圧電素子などによって発生することができる。一部の実施態様の場合、第２圧電素子４４を第１素子の対向側に設けて、フィードバック信号を取得することができる。
One mechanism for implementing a stream array can be achieved through the use of acoustic focusing using acoustic standing waves that generate multiple sample streams. The use of acoustic focusing to generate multiple sample streams suitable for flow cytometry and other applications is described, for example, in US patent application Ser. No. 13/103, filed Jul. 29, 2011 by the present applicant. No. 756. Briefly described, the
なお、音響波場を使用すると、一つのチャネルに多数のストリームを発生できる。例えば、一つのチャネルに３７の音響的に分離したストリームを発生することができた。本明細書において、“チャネル”は分割を行う物理的な構造体を意味するものとし、また“ストリーム”または“フローストリーム”は移動流体サンプル内部の粒子が取る具体的で、かつ判別可能な移動路を意味するものとする。 If an acoustic wave field is used, a large number of streams can be generated in one channel. For example, 37 acoustically separated streams could be generated in one channel. In this specification, “channel” means a physical structure that performs division, and “stream” or “flow stream” is a specific and discriminative movement taken by particles inside a moving fluid sample. It shall mean a road.
さらに、本発明のシステムは多数のチャネル内の音響フォーカシングによって多数の平行粒子ストリームを発生することによって多重化できる。チャネルに音響フォーカシングしたストリームを併用すると、データを引き出すために数百のストリームを得ることができる。 Furthermore, the system of the present invention can be multiplexed by generating multiple parallel particle streams by acoustic focusing in multiple channels. When an acoustically focused stream is used in combination with a channel, hundreds of streams can be obtained to extract data.
各チャネル内において、チャネル当たりの節数は下記の式１によって定義される。式１中、Ｃｍは媒体中の音速であり、Ｎは目的の節数であり、そしてＷは周波数νの一次元音波が伝搬する方向におけるチャネルの幅である。一例として、微細作成したチャネル数が１００で、各チャネルの音響フォーカシングしたストリーム数が３で、従って合計で個々のストリーム数が３００のシステムを構築することができる。
ＣｍＮ/
式１：ν＝―――――
２Ｗ
Within each channel, the number of nodes per channel is defined by Equation 1 below. In Equation 1, C m is the speed of sound in the medium, N is the number of nodes of interest, and W is the width of the channel in the direction in which a one-dimensional sound wave with a frequency ν propagates. As an example, a system can be constructed in which the number of finely created channels is 100, the number of acoustically focused streams in each channel is 3, and thus the total number of individual streams is 300.
C m N /
Formula 1: ν = ――――――
2W
速度および効率をより高くするためには、サンプルストリームはＥｄｗａｒｄｓ ｅｔ ａｌ.（２００１）ＨＴＰＳフローサイトメトリ：“ａ ｎｏｖｅｌ ｐｌａｔｆｏｒｍｆｏｒ ａｕｔｏｍａｔｅｄ ｈｉｇｈ ｔｈｒｏｕｇｈｐｕｔ ｄｒｕｇ ｄｉｓｃｏｖｅｒｙ ａｎｄ ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ”Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｂｉｏｍｏｌｅｃｕｌａｒ ｓｃｒｅｅｎｉｎｇ ６, ８３−９０．に記載されているシステムなどの高スループットサンプリングシステムを併用すればよい。このシステムの場合、単フローサイトメータに接続すると３８４−ウェルプレートを１０分以内で処理できる（例えばＥｄｗａｒｄｓ ｅｔ ａｌ．（２００９）Ｈｉｇｈ−ｃｏｎｔｅｎｔ ｓｃｒｅｅｎｉｎｇ：ｆｌｏｗ ｃｙｔｏｍｅｔｒｙ ａｎａｌｙｓｉｓ． Ｍｅｔｈｏｄｓ Ｍｏｌ Ｂｉｏｌ ４８６，１５１−１６５ ａｎｄ Ｅｄｗａｒｄｓ ｅｔ ａｌ．Ｃｌｕｓｔｅｒ ｃｙｔｏｍｅｔｒｙ ｆｏｒ ｈｉｇｈ−ｃａｐａｃｉｔｙ ｂｉｏａｎａｌｙｓｉｓ．Ｃｙｔｏｍｅｔｒｙ， Ｐａｒｔ Ａ： ｔｈｅ ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｔｈｅ ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｓｏｃｉｅｔｙ ｆｏｒ Ａｎａｌｙｔｉｃａｌ Ｃｙｔｏｌｏｇｙ ８１，４１９−４２９を参照）。 For higher speed and efficiency, the sample stream is Edwards et al. (2001) HTPS flow cytometry: “a novel platform form automated high throughput drug discovery and charactorization”. A high-throughput sampling system such as the system described in the above may be used in combination. In this system, a 384-well plate can be processed within 10 minutes when connected to a single flow cytometer (eg Edwards et al. (2009) High-content screening: flows cytometry analysis. Methods Mol Biol 486, 151-165 and See Edwards et al. Cluster cytometry for high-capacity bioanalysis.Cytometry, Part A: the journal of the international 4
具体的な実例として、上記フローセルを採用して単サンプリングプローブから一つかそれ以上のフローストリームを誘導することによって、またＥｄｗａｒｄｓシステムのサンプリングプローブ数を１６まで増数することによって、サンプルの処理数に関してサンプルスループットを、そして各サンプルの単位時間当たりの分析容量を柔軟に高くすることができた。例えば、１６のサンプリングプローブを使用すると、システム単独で、サンプリングアームの一回の位置決めで３８４−ウェルプレートのカラム全体を処理できることになる。また、これによってプレート処理時間が１６分の１に短縮することになる。あるいは、４−プローブ構成の場合には、単サイトメータプレートのサンプリング時間が４分の１に短縮し、これに対応して分析サンプル容量が４倍大きくなる。これは分析対象のセルがセル全体のごく一部であるか、あるいはセル濃度が不可避的に低いサンプルに対して重要な特徴になる。 As a specific example, with respect to the number of samples processed by employing the above flow cell to derive one or more flow streams from a single sampling probe and by increasing the number of sampling probes in the Edwards system to 16. The sample throughput and the analytical volume per unit time for each sample could be flexibly increased. For example, using 16 sampling probes would allow the system alone to process the entire column of a 384-well plate with a single positioning of the sampling arm. This also reduces the plate processing time to 1/16. Alternatively, in the case of the 4-probe configuration, the sampling time of the single cytometer plate is shortened by a quarter, and the analysis sample volume is correspondingly increased four times. This is an important feature for samples where the cells to be analyzed are only a small part of the whole cell or the cell concentration is unavoidably low.
また、音響波場を使用すると、音響場の存在によって確保される特性を活用できる評価および実験を行うことができる機会も得られる。例えば、正および/または負の音響コントラスト粒子を使用すると、分別用途、分離用途や精製用途に使用可能になる。本発明システムとともに使用するのに好適な音響コントラスト粒子の実例は、２０１０年５月１１に出願されたＰＣＴ/ＵＳ１０/３４４１５の米国移行出願である米国特許出願第１３/３２０，４７６号に開示されている粒子である。 The use of an acoustic wave field also provides an opportunity to perform evaluations and experiments that can utilize the characteristics ensured by the presence of the acoustic field. For example, the use of positive and / or negative acoustic contrast particles can be used for fractionation, separation and purification applications. Examples of acoustic contrast particles suitable for use with the system of the present invention are disclosed in US patent application Ser. No. 13 / 320,476, filed May 11, 2010, which is a US transitional application to PCT / US10 / 34415. Particles.
図５は、強力な生化学分析技術の一部として単分散性を示す負の音響コントラスト粒子を使用することができる方法を説明する概略図である。例えば、予め生物学的サンプル１２２を混合しておいた生物特異性を示す負の音響コントラスト粒子１２０は、音響圧力放射場（音響定在波場、円筒波場や球面波場など）を使用すると、他の（正の音響コントラスト）粒子１２４から分離できる。音響圧力放射場（例えば音響ダイポール励起場）は、正の音響コントラスト粒子を最小圧力ポテンシャル（pressure potential minima）（例えば、圧力節：pressure nodes）にフォーカシングでき、また負の音響コントラスト粒子をフローセル内の最大圧力ポテンシャル（pressure potential maxima）（例えば、圧力波腹：pressure antinodes）にフォーカシングできる。（負のコントラスト粒子を含有する）波腹および（セルおよびその他の正のコントラスト粒子を含有する）節の相対位置がアレイ検出器の全体にわたる特異位置に写像することになる。従って、この分析方法を使用すると、負のコントラスト粒子を直ちに直接測定でき、また同時に正のコントラスト粒子およびセルを分析できる。
FIG. 5 is a schematic diagram illustrating how negative acoustic contrast particles exhibiting monodispersity can be used as part of a powerful biochemical analysis technique. For example, when the acoustic pressure radiation field (acoustic standing wave field, cylindrical wave field, spherical wave field, etc.) is used for the negative
図１〜図３に戻って説明すると、（音響フォーカシング機能をもつ、あるいはこれをもたない）各種タイプのチャネルを使用すると、標準的なフローサイトメトリを使用する流体力学的フォーカシングチャネルを始めとする目的数のフローストリームを発生できる。好適なチャネルの実例を挙げると、光学的に薄い壁の矩形ガラス毛細管から形成したチャネル、シリコンチップ製の機械加工フローセル内のチャネルをエッチング処理して形成したチャネルや、これらの併用チャネルがある。 Returning to FIGS. 1-3, the use of various types of channels (with or without acoustic focusing capability) starts with hydrodynamic focusing channels using standard flow cytometry. A desired number of flow streams can be generated. Examples of suitable channels include channels formed from optically thin-walled rectangular glass capillaries, channels formed by etching channels in silicon chip machined flow cells, and combinations of these channels.
一つの具体的な実施態様では、本発明のシステムは、具体的な壁寸法に対処できるように設計された圧電素子に結合した壁の厚い、光学的に透明な矩形毛細管から構成したチャネルを有する。この方法は光学的アクセス性にすぐれているが、場合によっては、例えばチャネルを音響フォーカシングと併用した場合には、壁の厚い毛細管が音響エネルギーを有効に伝達できないことがある。この場合には、システムにマッチしたインピーダンスをもつＰＺＴドライブを使用することが望ましい。 In one specific embodiment, the system of the present invention has a channel composed of a thick, optically transparent rectangular capillary coupled to a piezoelectric element designed to handle specific wall dimensions. . Although this method is excellent in optical accessibility, in some cases, for example when the channel is used in conjunction with acoustic focusing, a thick-walled capillary may not be able to effectively transmit acoustic energy. In this case, it is desirable to use a PZT drive with an impedance matched to the system.
図６は、チャネルをエッチングによりガラス基体に形成した別な具体的な実施態様を示す図である。図示の実施態様では、多数のチャネル５２を有するエッチング処理したガラス５０の上部にガラス５４を被覆する。図示のように、エッチング処理したガラスの下に音響変換器５６を適宜設けることができる。この実施態様は、レーザーライン５８をアレイに向けた図１に示すシステムなどのシステムに使用するのに好適である。
FIG. 6 is a diagram showing another specific embodiment in which a channel is formed in a glass substrate by etching. In the illustrated embodiment,
図７は、シリコン層６０中全体にチャネル６１をエッチング処理したさらに別な具体的な実施態様を示す概略図である。この実施態様では、チャネルは上部ガラス６２および下部ガラス６４の両方を有する。図示のように、エッチング処理したガラスの下に音響変換器６５を適宜設けることができる。この実施態様は、レーザーライン６６をアレイに向けた図１に示すシステムなどのシステムに使用するのに好適である。
FIG. 7 is a schematic view showing still another specific embodiment in which the
図８は、さらに別な具体的な実施態様を示す概略図である。この実施態様では、機械加工したフローセル７０は上部および下部にガラス製の側部７２を有するため、図１に示すシステムなどのシステムに使用する好適な落射蛍光励起および検出が可能になる。これに変えて、あるいはこれに加えて、機械加工したフローセル７０にさらにレーザーウィンドウ７４を設けてもよく、こうすると、（図２に示す実施態様に例示するように）ベッセルビーム７６を粒子励起手段として使用するさいにこのチャネルを使用することが可能になる。
FIG. 8 is a schematic view showing still another specific embodiment. In this embodiment, the machined
なお、音響フォーカシングを使用して単チャネルに多数のフローストリームを発生する場合、この音響フォーカシングに対処できるように、あるいはこれを強化できるように、あるいはこれを可能にするようにチャネルを修正することが望ましい。例えば、チャネル側壁にさらにチャネルの幅に対してテーパリングする幅の広いＰＺＴ取り付け領域を設定すると、音響エネルギーを水性媒体にフォーカシングする（focus）ことができる。これに変えて、あるいはこれに加えて、例えば粒子の上下（垂直）方向位置を制御することが望ましく、この制御を行うと、一定に維持された粒子速度を確保でき、また光学的にデータを引き出し、容量サイズを最小限に抑えることができる。このためには、例えば、２つの変換器（図９）を使用してチャネル高さに対して周波数マッチングを行えばよく、あるいはチャネル高さが粒子直径の２〜５倍程度（図１０）の場合には浅いチャネルを使用すればよい。 Note that if acoustic focusing is used to generate a large number of flow streams on a single channel, the channel must be modified to accommodate, enhance or enable this acoustic focusing. Is desirable. For example, setting a wide PZT attachment region that tapers with respect to the width of the channel on the side wall of the channel can focus the acoustic energy on the aqueous medium. In addition to or in addition to this, it is desirable to control, for example, the vertical (vertical) position of the particles. This control ensures a constant particle velocity and provides optical data. Drawer, capacity size can be minimized. For this purpose, for example, two transducers (FIG. 9) may be used to perform frequency matching on the channel height, or the channel height is about 2 to 5 times the particle diameter (FIG. 10). In that case, a shallow channel may be used.
図９は、粒子の上下方向位置を設定するためにマッチングした音響波を使用するか、あるいは２つの変換器を使用するチャネルを示す縦正面図である。この図において、チャネルのフローは図から出る方向にある。この実施態様の場合、マッチングした音響波８０が上下方向に拘束された節を形成する。あるいは、２つの変換器を使用して一つの垂直節８４を構成すればよい。これらの垂直拘束方法は特に深いチャネルを使用する場合に望ましい。
FIG. 9 is a longitudinal front view showing a channel that uses matched acoustic waves to set the vertical position of the particle or uses two transducers. In this figure, the channel flow is in the direction out of the figure. In this embodiment, the matched
これに変えて、あるいはこれに加えて、図１０に示すように、チャネルの天井および床によって上下方向に粒子を拘束する場合には、上下方向位置制御手段として浅いチャネルを使用することができる。音響定在波が粒子を左右方向に拘束すると、上下方向のフロー形状によって誘導される慣性揚力が高い粒子濃度において一様に均一な粒子間隔で流れを誘導し駆動するものと考えられる。この間隔があると、分析領域で粒子が一致することを排除することによって分析速度が最大化する。これら“慣性効果”は、粒子がフローチャネルの横断面のかなりの部分を占める場合に発揮されるものであり、狭い慣性チャネル内においては実証されているが、狭いチャネル内で粒子濃度が高くなると、チャネル詰まりが生じる。ところがこの実施態様の場合、左右方向に物理的なバリヤがないため、チャネル詰まりが発生せず、フローが速くなり、また粒子サイズも大きくなる。 Alternatively or in addition to this, when the particles are restrained in the vertical direction by the ceiling and floor of the channel as shown in FIG. 10, a shallow channel can be used as the vertical position control means. When the acoustic standing wave restrains the particles in the left-right direction, it is considered that the flow is uniformly guided and driven at a uniform particle interval at a particle concentration with high inertial lift induced by the flow shape in the up-down direction. This spacing maximizes the analysis speed by eliminating particle coincidence in the analysis region. These “inertia effects” are exhibited when the particles occupy a significant portion of the cross section of the flow channel and have been demonstrated in a narrow inertia channel, but as the particle concentration increases in a narrow channel. Channel clogging occurs. However, in this embodiment, since there is no physical barrier in the left-right direction, channel clogging does not occur, the flow becomes faster, and the particle size increases.
従って、本発明のシステムも直径が７０μｍ（従来のフローサイトメトリシステムで分析されていた粒子の代表的な粒子直径）未満の粒子を分析できるが、本発明のシステムでは直径が１，０００μｍ以下の粒子、例えば１〜１，０００μｍ、７０〜１，０００μｍ、７０〜５００μｍ、７０〜２００μｍやこれらの間にある粒子を容易に分析できる。さらに、本発明システムは（従来のフローサイトメトリシステムに見られる）２５０μＬ/分未満の流量に対処可能であるが、５０ｍＬ/分以下の流量、例えば０〜５０ｍＬ/分、２５０μＬ/分〜２５ｍＬ/分、１ｍＬ/分〜１０ｍＬ/分やこれらの間にある流量にも対処できる。加えて、従来のフローサイトメトリシステムの分析速度は７０，０００粒子/秒またはそれ以下（従来の小粒子を分析するフローサイトメトリシステムにおいて見られる分析速度）であるが、本発明システムの分析速度は１×１０６粒子/秒以下、例えば１粒子/秒〜１×１０６粒子/秒、１×１０４〜１×１０６粒子/秒、１×１０５〜１×１０６粒子/秒かこれらの間にある分析速度である。 Accordingly, the system of the present invention can also analyze particles having a diameter of less than 70 μm (a typical particle diameter of particles analyzed by a conventional flow cytometry system), but the system of the present invention has a diameter of 1,000 μm or less. Particles such as 1 to 1,000 μm, 70 to 1,000 μm, 70 to 500 μm, 70 to 200 μm and particles between them can be easily analyzed. Furthermore, the system of the present invention can handle flow rates of less than 250 μL / min (as found in conventional flow cytometry systems), but flow rates below 50 mL / min, eg 0-50 mL / min, 250 μL / min to 25 mL / min. Minutes, 1 mL / min to 10 mL / min, and flow rates between them can be dealt with. In addition, the analysis speed of the conventional flow cytometry system is 70,000 particles / second or less (the analysis speed found in the conventional flow cytometry system for analyzing small particles), but the analysis speed of the system of the present invention. 1 × 10 6 particles / second or less, for example, 1 particle / second to 1 × 10 6 particles / second, 1 × 10 4 to 1 × 10 6 particles / second, 1 × 10 5 to 1 × 10 6 particles / second The analysis speed is between these.
なお、以上のチャネル設計のうち任意の設計またはすべての設計を組み合わせて使用しても、対象となる具体的な領域に適切に対処できるチャネルを製作することができる。例えば、具体的に例示する実施態様では、高いスループットのフローセルはエッチング処理した８つのチャネルを有することができ、その幅は１４８μｍで、その深さ４０μｍである。１０ＭＨｚ駆動の場合、各チャネルは２つの音響的にフォーカシングしたフローストリームを支持する。チャネル間に４６μｍの壁を使用すると、８つのチャネルが得られ、１．６ｍｍの全幅にわたるフローストリームの合計数は１６になる。ＭＨｚ駆動周波数は、音響定在波の放射力が駆動周波数に比例するため、フォーカシングに対してきわめて効果的になる。さらに、１ＭＨｚ以上の音響定在波の場合でもキャビテーションは発生せず、またセルの損傷も生じない。さらに、チャネル深さを４０μｍにすると、セルの上下方向位置を設定できるとともに、慣性間隔を設定できるため、分析精度および分析速度を改善できることになる。チャネル数およびチャネル寸法は容量スループットを高くする必要があるが、分析速度については低くする必要がある用途、あるいは粒子の大きい用途に応じて変更できる。これらの場合、多数のチャネルを使用することが望ましい。例えば、間隔が５０μｍで、１．４８ＭＨｚで駆動する５００×５００μｍの正方形チャネルを３つ使用すると、各チャネルの上下方向中心かつ左右方向中心に一つの節が発生することになる。 Note that even when any or all of the above channel designs are used in combination, a channel capable of appropriately dealing with a specific target region can be manufactured. For example, in the illustrative embodiment, a high throughput flow cell can have eight etched channels, with a width of 148 μm and a depth of 40 μm. For 10 MHz drive, each channel supports two acoustically focused flow streams. Using 46 μm walls between the channels yields 8 channels, for a total number of flow streams of 16 over the full width of 1.6 mm. The MHz driving frequency is very effective for focusing because the radiation force of the acoustic standing wave is proportional to the driving frequency. Further, even in the case of an acoustic standing wave of 1 MHz or higher, cavitation does not occur and cell damage does not occur. Further, when the channel depth is 40 μm, the vertical position of the cell can be set and the inertial interval can be set, so that the analysis accuracy and analysis speed can be improved. The number of channels and the channel dimensions need to increase the capacity throughput, but the analysis speed can be changed depending on the application that needs to be lowered or the application with large particles. In these cases, it is desirable to use multiple channels. For example, when three 500 × 500 μm square channels driven at 1.48 MHz with an interval of 50 μm are used, one node is generated at the vertical center and the horizontal center of each channel.
別な具体的に例示する実施態様では、幅が１．６ｍｍで駆動周波数が７．４ＭＨｚの、深さが４０μｍのチャネルを有するようにフローセルを設計すると、１．６ｍｍのチャネル全体にわたって１６のストリームが発生することになる。特に、これらチャネルの場合、高さが４０μｍと低いため乱流が発生するが、高い線速度（〜１０ｍ/秒）で効果的に利用できることになる。 In another exemplary embodiment, if the flow cell is designed to have a channel with a width of 1.6 mm, a drive frequency of 7.4 MHz, and a depth of 40 μm, 16 streams across the 1.6 mm channel. Will occur. In particular, in the case of these channels, the turbulent flow is generated because the height is as low as 40 μm, but it can be effectively used at a high linear velocity (−10 m / sec).
さらに別な具体的に例示する実施態様では、大きな粒子の用途を対象として、フローセルは幅が２，０００μｍで深さが４００μｍのチャネルをもつように設計できる。１．４８ＭＨｚで駆動すると、これらチャネルは４つのフローストリームを発生し、第１ストリームおよび第４ストリームは最も近い側壁から２５０μｍ離れ、各ストリームは他の各ストリームから５００μｍ離れることになる。このようなシステムの場合、直径がほぼ３５０μｍ以下の粒子を使用することができ、粒子が大きく、かつ容量が大きい用途において効果的である。 In yet another specifically illustrated embodiment, for large particle applications, the flow cell can be designed to have a channel with a width of 2,000 μm and a depth of 400 μm. When driven at 1.48 MHz, these channels generate four flow streams, with the first and fourth streams being 250 μm away from the nearest sidewall and each stream being 500 μm away from each other stream. In such a system, particles having a diameter of approximately 350 μm or less can be used, which is effective in applications where the particles are large and have a large capacity.
上記に説明したように、フローストリームアレイ中の粒子が一旦励起すると、この励起から生じる光が集光され、一つかそれ以上アレイ検出器にイメージングされる。各種実施態様では、集光は落射蛍光集光路によって行う。図３に戻って説明すると、ビーム拡大器（beam expander）として望遠鏡２６を使用すると、最適な画像サイズをアレイ検出器に設定することができる。さらに、マスク９０をアレイ検出器の像面に設けると、フローセルからの散乱および隣接ストリーム間のクロストークを制限することができる。解像度が２０μｍのマスクは、例えば、深淵反応性イオンエッチングを使用して500μmの厚さのシリコンウェファから製作することができる。あるいは、各検出器の焦点面にスリット９２を形成してもよい。さらに図３に関して説明を続けると、図示のように、落射蛍光、ＳＳＣ（側方散乱光）や直交蛍光を始めとする各種タイプの集光路に対処できるようにサンプルストリームアレイおよび/または光学的対物レンズに角度を付けてもよい。
As explained above, once the particles in the flow stream array are excited, the light resulting from this excitation is collected and imaged onto one or more array detectors. In various embodiments, light collection is performed by an epifluorescent light collection path. Returning to FIG. 3, when the
上記に説明した図１、図２および図３に示すように、各種の構成部材の特定の構成に関係なく、本発明のシステムでは励起粒子からの光が集光され、フローストリーム当たり一つの検出器の相関関係で一つかそれ以上のアレイ検出器に照射される。当業者ならば、本発明のシステムに使用するのに好適な広い範囲から選択されるアレイ検出器について知悉しているはずである。 As shown in FIGS. 1, 2 and 3 described above, regardless of the specific configuration of the various components, the system of the present invention collects light from the excited particles and detects one per flow stream. One or more array detectors are irradiated with the detector correlation. Those skilled in the art will be aware of a wide range of array detectors suitable for use in the system of the present invention.
第１の例示的な実施態様の場合、多数のＰＭＴからなるアレイ検出器を使用することができる。一つの例示的な検出器は浜松Ｈ７２６０−２０ＰＭＴモジュール（浜松ホトニクス株式会社、日本）であり、このモジュールはチャネル数が３２、幅８００μｍ×高さ７ｍｍのセンサ間の間隙が２００μｍ、スペクトル範囲が２００−０２０ｎｍ、立ち上がり時間がｎｓ、およびゲインが１０6倍である。これら特性によって３２の密接ＰＭＴが必然的に得られ、その性能特性によってＰＭＴがフローサイトメトリにおける主検出器になる。本発明のシステムの場合、各フローストリームがＰＭＴの個々のチャネルに相関するように、フローストリームをこれらＰＭＴにイメージングする。 For the first exemplary embodiment, an array detector consisting of multiple PMTs can be used. One exemplary detector is the Hamamatsu H7260-20 PMT module (Hamamatsu Photonics, Japan), which has a channel number of 32, a width of 800 μm by a height of 7 mm and a spectral range of 200 μm. -020 nm, rise time ns, and gain 10 6 times. These characteristics inevitably result in 32 close PMTs, whose performance characteristics make them the main detector in flow cytometry. For the system of the present invention, the flow streams are imaged to these PMTs so that each flow stream correlates to an individual channel of the PMT.
別な実施態様では、アレイ検出器はｅｍＣＣＤカメラ、ＣＣＤカメラ、またはＣＭＯＳカメラであればよく、あるいはこれらを利用した検出器であればよい。この場合、ストリームの位置がカメラ内の具体的な画素位置に相関する。ｅｍＣＣＤカメラの一例はＬｕｃａ Ｓ（Ａｎｄｏｒ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ、ＰＬＣベルファスト、北アイルランド）であり、２５６×２５６解像度におけるフレームレートは２１７フレーム/秒である。このカメラには２つの利点、即ち解像度がより高いため１００までのフローストリームを測定できる第１の利点、そして光学的事象を定量化するためにオフラインで処理できる画像を直接ストリーミングすることによって、取得システムを使用する必要がない第２の利点がある。図１１は、このようなシステムによって得られると考えられるデータのタイプを説明する図である。分析速度を高くするために、サンプリング速度の高い（＞３２，０００フレーム/秒）のｅｍＣＣＤカメラ、ＣＣＤカメラ、またはＣＭＯＳカメラも使用できることはいうまでもない。 In another embodiment, the array detector may be an emCCD camera, a CCD camera, or a CMOS camera, or a detector using these. In this case, the position of the stream correlates with a specific pixel position in the camera. An example of an emCCD camera is Luca S (Andor Technology, PLC Belfast, Northern Ireland), and the frame rate at 256 × 256 resolution is 217 frames / second. This camera has two advantages: the first advantage of being able to measure up to 100 flow streams due to the higher resolution, and the acquisition by directly streaming images that can be processed offline to quantify optical events There is a second advantage that there is no need to use the system. FIG. 11 is a diagram for explaining types of data considered to be obtained by such a system. It goes without saying that an emCCD camera, CCD camera, or CMOS camera with a high sampling rate (> 32,000 frames / second) can also be used to increase the analysis speed.
本発明システムを使用して実施できる例示的な実験は、血液内に稀に見られる事象の検出であり、血液サンプルを単に希釈してから希釈血液をシステムに流せばよい。例えば循環する腫瘍細胞などの血液に稀に生じる事象を検出するには、本システムの場合、細胞数が５×１０９の血液の１立法センチメートル当たり１００のターゲット細胞を検出する必要がある。この検出を行うためには、容量流量を分析速度に合わせることが臨界的に重要である。即ち、血液を１，０００倍希釈し、１，０００立法センチメートルにする。チャネルの横断面積が１，６００μｍ×４０μｍであり、そしてパラボリック特性のピークにおける線速度が５ｍ/秒（平均線速度：〜２．５ｍ/秒）であることを考えると、容量流量は〜１０立法センチメートル/ｉｎに設定することになる。この結果、容量分析時間は〜１００分になる。分析流量を容量流量と比較するために、サンプル中の細胞すべてを分析し、通常の血液の〜４５％ヘマトクリット値を想定するものとする（０．４５立法センチメートルには最初５×１０９の細胞が存在する）。従って、各細胞は９×１０−１１立法センチメートルと推定でき、球状細胞の直径は〜６μｍになる。ここで考えられる音響フローセルの濃度ファクターはフローセルの横断面積のフォーカシングしたストリーム（〜６μｍ×６μｍ×１６ストリーム）に対する比によって算出でき、１１１である。これによって、フォーカシングしたストリーム中の血液細胞が正常血液と比較してわずかになる（〜４５細胞容量％＊１１１/１，０００＝５％細胞（容量比））。従って、一様に均一な細胞分布を考えると、各細胞は２０細胞（１．８×１０−９立法センチメートル）の等価容量だけ分離されることになる。また、直径が一つの細胞と等価な円筒形のフォーカシングしたストリームによって細胞間の距離が円筒の容量式［距離＝容量/π＊ｒ２＝１．８×１０−９立法センチメートル/（π＊（３×１０−６）２）平方センチメートル］により算出でき、６４μｍであると想定する。また本発明のモデルの場合、フォーカシングしたストリーム中の細胞速度が５ｍ/秒、細胞直径が６μｍ、中心/中心間隙が６４μｍ（エッジ/エッジ間隙が５８μｍ）であると想定する。従って、幅が２０μｍのレーザーを使用した場合には、直径が６μｍの細胞の（ビームが入射する入射エッジから出射エッジまで）横断時間は〜５μsになる。同様に、一つの粒子からビームが出射する出射エッジと次のビームが入射する入射エッジとの間の間隙は〜８μsになる。これは、１３μs当たり一つの細胞に相当する取得速度である。即ち、ストリーム当たり〜７７，０００細胞/秒であり、１６のストリームに対して〜１．２３×１０６細胞/秒である。この速度では、５×１０９の細胞を分析するために〜７０分必要とし、ほぼ等しい分析速度および容量流量の目的の最適な性能を実現できることを意味する。これらモデルは、希釈してから分析するだけで、血液１ｍＬ当たり１００という少ない細胞を検出できることを説明するものである。この検出は、従来のフローサイトメトリを使用した場合には数日必要とする検出である。ストリーム数が３２〜１００の検出器具の場合、流量の許容範囲がより広く、あるいは分析速度がより高速になる。 An exemplary experiment that can be performed using the system of the present invention is the detection of a rare event in the blood, simply diluting the blood sample and then flowing the diluted blood through the system. In order to detect rare events in the blood, such as circulating tumor cells, for this system, it is necessary to detect 100 target cells per cubic centimeter of blood with 5 × 10 9 cells. In order to perform this detection, it is critically important to match the capacity flow rate to the analysis speed. That is, blood is diluted 1,000 times to 1,000 cubic centimeters. Considering that the cross-sectional area of the channel is 1,600 μm × 40 μm and the linear velocity at the peak of the parabolic characteristic is 5 m / sec (average linear velocity: ~ 2.5 m / sec), the capacity flow rate is 10 cubic It will be set to centimeter / in. This results in a volume analysis time of ~ 100 minutes. In order to compare the analytical flow rate to the volumetric flow rate, all cells in the sample are analyzed, assuming a ˜45% hematocrit value of normal blood (0.45 cubic centimeters is initially 5 × 10 9 Cells are present). Thus, each cell can be estimated to be 9 × 10 −11 cubic centimeters and the spherical cell diameter is ˜6 μm. The acoustic flow cell concentration factor considered here can be calculated by the ratio of the cross-sectional area of the flow cell to the focused stream (˜6 μm × 6 μm × 16 stream) and is 111. This results in fewer blood cells in the focused stream compared to normal blood (˜45 cell volume% * 111 / 1,000 = 5% cells (volume ratio)). Therefore, given a uniform cell distribution, each cell is separated by an equivalent volume of 20 cells (1.8 × 10 −9 cubic centimeters). In addition, a cylindrical focusing stream equivalent to a cell having a single diameter has a distance between cells of a cylindrical capacity [distance = capacity / π * r2 = 1.8 × 10 −9 cubic centimeter / (π * ( 3 × 10 −6 ) 2 ) square centimeter] and is assumed to be 64 μm. In the model of the present invention, it is assumed that the cell velocity in the focused stream is 5 m / sec, the cell diameter is 6 μm, and the center / center gap is 64 μm (edge / edge gap is 58 μm). Accordingly, when a laser having a width of 20 μm is used, the crossing time of a cell having a diameter of 6 μm (from the incident edge where the beam is incident to the outgoing edge) is ˜5 μs. Similarly, the gap between the exit edge where the beam exits from one particle and the entrance edge where the next beam enters is ˜8 μs. This is an acquisition rate corresponding to one cell per 13 μs. That is ˜77,000 cells / second per stream and ˜1.23 × 10 6 cells / second for 16 streams. This speed requires ~ 70 minutes to analyze 5 × 10 9 cells, meaning that optimal performance for the purpose of approximately equal analysis speed and volumetric flow rate can be achieved. These models illustrate that as few as 100 cells per mL of blood can be detected simply by diluting and analyzing. This detection is a detection that requires several days when conventional flow cytometry is used. In the case of a detection instrument having 32 to 100 streams, the flow rate tolerance is wider or the analysis speed is higher.
以上記載してきた具体的な方法および組成は好ましい実施態様を示すもので、例示であり、発明の範囲を限定するものではない。これら以外の他の目的、態様および実施態様は本明細書の検討により当業者に明らかになるはずであり、特許請求の範囲に記載した発明の精神内に包摂されるものである。当業者ならば、発明の範囲および精神から逸脱することなく、本発明をさまざまに置換し、かつ修正できることを容易に理解できるはずである。以上説明してきた本発明は、具体的に本質的なもとのとして開示していない要素（複数の場合もある）、限定（複数の場合もある）がなくても実施可能である。以上説明してきた方法およびプロセスは異なるステップ順で実施してもよく、必ずしも本明細書および特許請求の範囲に記載したステップ順に限定されるものではない。 The specific methods and compositions described above represent preferred embodiments, are exemplary, and do not limit the scope of the invention. Other objects, aspects, and embodiments other than these should be apparent to those skilled in the art upon review of this specification, and are encompassed within the spirit of the claimed invention. Those skilled in the art will readily appreciate that the present invention can be variously substituted and modified without departing from the scope and spirit of the invention. The present invention described above can be practiced without any element (or cases) or limitation (or cases) that are not specifically disclosed as essential. The methods and processes described above may be performed in different order of steps and are not necessarily limited to the order of steps recited in this specification and the claims.
以下に参考文献として挙げた、および/または本明細書で言及したすべての特許公報や刊行物は、本発明が対象とする分野の当業者の技術レベルを示すもので、それぞれは、あたかも全体が個々に援用されているように、あるいは全体が記載されているように本明細書に援用されるものである。本出願人は、本明細書で引用した特許公報または刊行物の任意の、また全部のデータおよび情報を本明細書に物理的に利用する権利を有するものである。 All patent publications and publications cited below and / or mentioned herein are indicative of the level of skill of those skilled in the art to which the invention pertains, and each is as if in its entirety. It is incorporated herein by reference as if individually incorporated or as if fully set forth. The Applicant has the right to physically utilize any and all data and information of any patent publication or publication cited herein.
１０：システム
１２：レーザー
１４：ビームシェーパー
１６：光学的対物レンズ
１８：サンプルストリームアレイ
２０：ビームスプリッター
２２：アレイ検出器
２４：ベッセルビーム
２６：望遠鏡
10: System 12: Laser 14: Beam shaper 16: Optical objective 18: Sample stream array 20: Beam splitter 22: Array detector 24: Bessel beam 26: Telescope
Claims (23)
多数のフローストリームからなるサンプルストリームアレイ、
前記の多数のフローストリームからデータを引き出し、これらストリームすべての全体にわたって一様に励起を発生する光ビーム、および
前記サンプルストリームから光を集光し、この光をアレイ検出器にイメージングする光学的対物レンズを有し、各フローストリームから発光した光を個々に同定するとともに、その他の任意のフローストリームから発光した光を前記アレイ検出器でのその位置によって差別化することを特徴とする検出システム。
In a system for detecting particles in multiple flow streams,
A sample stream array consisting of a number of flow streams,
A light beam that draws data from the multiple flow streams and generates excitation uniformly across all of the streams, and an optical objective that collects the light from the sample stream and images the light to an array detector A detection system comprising a lens for individually identifying light emitted from each flow stream and differentiating light emitted from any other flow stream according to its position at the array detector.
The system of claim 1, wherein the sample stream array comprises channels.
The system according to claim 1, wherein an acoustic transducer is provided within a range sufficiently close to the channel to generate an acoustic wave in the channel.
The system of claim 3, comprising a second acoustic transducer.
The system of claim 2, wherein the channel is formed in a substrate.
The system of claim 5, wherein an acoustic transducer is connected to the substrate.
The system of claim 6, wherein a second acoustic transducer is connected to the substrate.
The system of claim 2, 3, 4, 5, 6, or 7, wherein the sample stream has multiple channels.
The system of claim 5, 6 or 7, wherein the substrate has a window and a light beam incident through the window traverses all of the sample streams in the sample stream array.
The system of claim 5, wherein the substrate has a window and a light beam incident through the window traverses all of the sample streams in the sample stream array.
The system of claim 10, wherein the light beam is generated by a Bessel beam.
The system according to claim 5, wherein at least a part of the substrate is formed of an optically transparent material.
The system of claim 2, wherein the channel height is 2 to 5 times the particle diameter.
14. The system of claim 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 10, 11, 12, or 13, wherein the detector is an array of PMTs and each flow stream correlates to an individual PMT.
14. A system according to claim 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 10, 11, 12, or 13, wherein the detector is a digital camera and each flow stream correlates to a pixel position of the camera.
The system of claim 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 10, 11, 12, or 13, further comprising one or more telescopes configured to adjust the size of the optical path.
14. The system of claim 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 10, 11, 12, or 13 wherein the detector further comprises a mask.
粒子を含有するサンプルを多数のサンプルストリームに流し、
前記の多数のサンプルストリーム全体に光を入射させて、この光がこれらサンプルストリームすべての全体にわたって同時にかつ一様に励起を与え、そして
前記サンプルストリーム内の前記粒子の前記励起によって前記サンプルストリームから発光した光を集光し、この発光した光を検出器に入射させることからなり、
各フローストリームから発光した光を個々に同定するとともに、その他の任意のフローストリームから発光した光から差別化することを特徴とする方法。
In a method for detecting particles in multiple sample streams,
Run the sample containing particles into multiple sample streams,
Light is incident across the multiple sample streams, the light provides simultaneous and uniform excitation across all of the sample streams, and light is emitted from the sample stream by the excitation of the particles in the sample stream. The collected light, and the emitted light is incident on the detector,
A method characterized in that the light emitted from each flow stream is individually identified and differentiated from the light emitted from any other flow stream.
19. The method of claim 18, wherein the multiple sample streams flow into a channel and further impinge an acoustic field through the channel to constrain the particle path of the sample.
The sample is considered to contain the target of interest, and the sample is further attached to a plurality of negative acoustics to which the biomolecule is attached under conditions sufficient for a functionally stable biomolecule to capture the target. 20. The method of claim 19, wherein the acoustic wave field comprises exposing to contrast particles and the acoustic wave field comprises focusing the negative acoustic contrast particles to a maximum pressure potential.
20. The method of claim 19, wherein the acoustic standing wave generates a number of nodes, each node being a discrete sample stream.
The method of claim 18, wherein the particle diameter is greater than 70 μm.
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US201261662541P | 2012-06-21 | 2012-06-21 | |
| US61/662,541 | 2012-06-21 | ||
| PCT/US2013/032025 WO2013191772A1 (en) | 2012-06-21 | 2013-03-15 | Spatially correlated light collection from multiple sample streams excited with a line focused light source |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2015524070A true JP2015524070A (en) | 2015-08-20 |
| JP2015524070A5 JP2015524070A5 (en) | 2016-05-12 |
| JP6110484B2 JP6110484B2 (en) | 2017-04-05 |
Family
ID=49769186
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2015518392A Active JP6110484B2 (en) | 2012-06-21 | 2013-03-15 | Spatial correlation focusing from multiple sample streams excited by a line focusing light source |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP2864762A4 (en) |
| JP (1) | JP6110484B2 (en) |
| WO (1) | WO2013191772A1 (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2017159387A1 (en) * | 2016-03-14 | 2017-09-21 | 浜松ホトニクス株式会社 | Observing device and observing method |
| KR20220093064A (en) * | 2020-12-10 | 2022-07-05 | 한국화학연구원 | System and method for analysing spectroscopy signal generated in nanoparticles or nanostructures using beam splitter |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| NZ743491A (en) | 2013-03-14 | 2020-03-27 | Cytonome St Llc | Hydrodynamic focusing apparatus and methods |
| US9778166B2 (en) | 2014-02-24 | 2017-10-03 | National University Corporation Kagawa University | Microparticle measurement device |
| WO2015189240A1 (en) * | 2014-06-11 | 2015-12-17 | Hans-Ulrich Dodt | Light sheet microscopy using meso-optical elements |
| US9551645B2 (en) | 2014-07-10 | 2017-01-24 | Kinetic River Corp. | Flow cytometry apparatus and methods |
| JP6911021B2 (en) | 2015-06-25 | 2021-07-28 | サイトノーム／エスティー・エルエルシー | Microfluidic devices and systems with acoustic manipulation |
| CN115931687A (en) * | 2017-03-31 | 2023-04-07 | 生命技术公司 | Apparatus, system and method for imaging flow cytometry |
| US11635375B2 (en) | 2019-11-20 | 2023-04-25 | Becton, Dickinson And Company | Light detection module with adjustable sensitivity |
Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4759775A (en) * | 1986-02-21 | 1988-07-26 | Utah Bioresearch, Inc. | Methods and apparatus for moving and separating materials exhibiting different physical properties |
| JPH04501462A (en) * | 1988-11-10 | 1992-03-12 | バイアコア・アクチエボラーグ | optical biosensor device |
| JP2007503572A (en) * | 2003-08-14 | 2007-02-22 | サイトノーム インコーポレーテッド | Photodetector for particle classification system |
| WO2011068764A2 (en) * | 2009-12-04 | 2011-06-09 | Life Technologies Corporation | Apparatuses, systems, methods, and computer readable media for acoustic flow cytometry |
| US8083068B2 (en) * | 2007-04-09 | 2011-12-27 | Los Alamos National Security, Llc | Apparatus for separating particles utilizing engineered acoustic contrast capture particles |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP1055925B1 (en) * | 1999-05-28 | 2010-09-08 | Yokogawa Electric Corporation | Biochip reader |
| US20040228766A1 (en) * | 2003-05-14 | 2004-11-18 | Witty Thomas R. | Point of care diagnostic platform |
| US7298486B2 (en) * | 2004-12-30 | 2007-11-20 | Brookhaven Science Associates, Llc | Aerosol mobility size spectrometer |
| US7709821B2 (en) * | 2005-04-27 | 2010-05-04 | Advanced Cytometry Instrumentation Systems, Inc. | Flow cytometer acquisition and detection system |
| US8409509B2 (en) * | 2007-04-12 | 2013-04-02 | Regents Of The University Of Minnesota | Systems and methods for analyzing a particulate |
| KR100920749B1 (en) * | 2007-10-02 | 2009-10-07 | 재단법인서울대학교산학협력재단 | A quantitative method for cellular assays based on hyperspectral imaging system |
| US20100140185A1 (en) * | 2008-12-05 | 2010-06-10 | John Hill | Wastewater treatment |
| EP2462442A4 (en) * | 2009-08-06 | 2016-08-03 | Univ Cornell | Device and method for molecular analysis |
-
2013
- 2013-03-15 WO PCT/US2013/032025 patent/WO2013191772A1/en active Application Filing
- 2013-03-15 EP EP13807610.4A patent/EP2864762A4/en not_active Ceased
- 2013-03-15 JP JP2015518392A patent/JP6110484B2/en active Active
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4759775A (en) * | 1986-02-21 | 1988-07-26 | Utah Bioresearch, Inc. | Methods and apparatus for moving and separating materials exhibiting different physical properties |
| JPH04501462A (en) * | 1988-11-10 | 1992-03-12 | バイアコア・アクチエボラーグ | optical biosensor device |
| JP2007503572A (en) * | 2003-08-14 | 2007-02-22 | サイトノーム インコーポレーテッド | Photodetector for particle classification system |
| US8083068B2 (en) * | 2007-04-09 | 2011-12-27 | Los Alamos National Security, Llc | Apparatus for separating particles utilizing engineered acoustic contrast capture particles |
| WO2011068764A2 (en) * | 2009-12-04 | 2011-06-09 | Life Technologies Corporation | Apparatuses, systems, methods, and computer readable media for acoustic flow cytometry |
Non-Patent Citations (2)
| Title |
|---|
| AUSTIN, S.P.P. ET AL.: "One-dimensional acoustic standing waves in rectangular channels for flow cytometry", METHODS, vol. Volume 57, Issue 3, JPN6016017727, 3 May 2012 (2012-05-03), pages 259 - 271, ISSN: 0003316688 * |
| PIYASENA, M.E. ET AL.: "Multinode Acoustic Focusing for Parallel Flow Cytometry", ANALYTICAL CHEMISTRY, vol. 84, no. 4, JPN6016017728, 2 November 2012 (2012-11-02), pages 1831 - 1839, XP055235404, ISSN: 0003316689, DOI: 10.1021/ac200963n * |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2017159387A1 (en) * | 2016-03-14 | 2017-09-21 | 浜松ホトニクス株式会社 | Observing device and observing method |
| JP2017166848A (en) * | 2016-03-14 | 2017-09-21 | 浜松ホトニクス株式会社 | Observation device and observation method |
| US10551294B2 (en) | 2016-03-14 | 2020-02-04 | Hamamatsu Photonics K.K. | Temporal noise reduction in 2D image of an observation object moving in a flow path |
| KR20220093064A (en) * | 2020-12-10 | 2022-07-05 | 한국화학연구원 | System and method for analysing spectroscopy signal generated in nanoparticles or nanostructures using beam splitter |
| KR102485562B1 (en) | 2020-12-10 | 2023-01-06 | 한국화학연구원 | System and method for analysing spectroscopy signal generated in nanoparticles or nanostructures using beam splitter |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP6110484B2 (en) | 2017-04-05 |
| EP2864762A4 (en) | 2016-01-20 |
| EP2864762A1 (en) | 2015-04-29 |
| WO2013191772A1 (en) | 2013-12-27 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP6110484B2 (en) | Spatial correlation focusing from multiple sample streams excited by a line focusing light source | |
| US9274042B2 (en) | Spatially correlated light collection from multiple sample streams excited with a line focused light source | |
| US9372143B2 (en) | Scanning image flow cytometer | |
| US9074977B2 (en) | Multinode acoustic focusing for parallel flow cytometry analysis applications | |
| JP6336496B2 (en) | Apparatus, system, method and computer readable medium for acoustic flow cytometry | |
| JP5086101B2 (en) | Cell sorting method and apparatus | |
| JP5381741B2 (en) | Optical measuring apparatus and optical measuring method | |
| US10036698B2 (en) | Time-sequential cytometry | |
| KR101817410B1 (en) | Particle analysis in an acoustic cytometer | |
| US20180038783A1 (en) | Flow cytometry using hydrodynamically planar flow | |
| JP4812393B2 (en) | Fluorescent molecule measurement system | |
| CN108444897B (en) | Label-free microfluidic cytometer based on light sheet illumination and sheath flow technology and method | |
| US8830451B1 (en) | Multinode acoustic focusing for parallel flow cytometry analysis applications | |
| EP3339834B1 (en) | Flow cytometer with multiple intensity peak design | |
| Kalb et al. | Line-focused optical excitation of parallel acoustic focused sample streams for high volumetric and analytical rate flow cytometry | |
| JP2009063375A (en) | Hemanalysis device | |
| WO2017173896A1 (en) | Flow cytometry detection apparatus and method | |
| CN108801883B (en) | Micro suspended particle flow optical detection mechanism and detection method | |
| CN117214051A (en) | Particle diffusion measurement system and method based on resonance line scanning fluorescence correlation spectrum | |
| WO2014133451A1 (en) | System and method to analyze non-spherical cells | |
| Segerink et al. | A low-cost 2D fluorescence detection system for μm sized beads on-chip | |
| US20220299420A1 (en) | Systems and methods for image cytometry | |
| US20220111382A1 (en) | Bubble discharging method, particle trapping apparatus, and particle analyzing apparatus | |
| Sambrano et al. | Developing a time-resolved acoustofluidic flow cytometer for FRET studies and near-infrared fluorescent protein development | |
| Schonbrun et al. | Multipoint microfluidic detection using an integrated zone plate array |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20160314 |
|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20160314 |
|
| A871 | Explanation of circumstances concerning accelerated examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A871 Effective date: 20160314 |
|
| A975 | Report on accelerated examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971005 Effective date: 20160502 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20160517 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20160817 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20161101 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20170113 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20170207 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20170309 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 6110484 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |