JP2749906B2 - 粒子測定装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は微小な粒子が浮遊する浮遊液中の個々の被検
粒子を一個ずつ分離して測定を行う粒子測定装置に関す
る。

［従来の技術］ 従来、粒子浮遊液中の多数の粒子を１個ずつ分離する
方法として、第11図に示すようなシースフロー方式が一
般に知られている。これは粒子浮遊液とシース液をそれ
ぞれ加圧装置により加圧して、粒子浮遊液をシース液で
包むようにして流し、流体力学的に収斂させて粒子浮遊
液を細い流れにし、個々の粒子を１個ずつ一列に流して
分離する方法である。

又、血液等の試料を用意して、このシースフロー方式
により分離した試料中の個々の細胞を光学的方法等を利
用して測定し、細胞解析や細胞分取を行う装置が、フロ
ーサイトメータやセルソータの名称で実用化されてい
る。

第11図はフローサイトメータの構成の一例であり、上
記シースフロー方式で分離され、フローセル内を一列に
流れる個々の細胞に測定用エネルギ、例えば光源からの
光ビームを照射し、細胞への光照射による光学的反作
用、例えば細胞から発する散乱光や蛍光を検出器で測光
するものである。測光した出力を基に信号処理部にて粒
子解析の種類、大きさ等の演算が行なわれる。

又、第12図はセルソータの構成の一例を示すものであ
る。血液等の細胞浮遊液が外部の加圧装置によりノズル
内に導かれ、シースフロー原理によってノズル内では細
胞浮遊液を軸とした層流が形成され、ノズル出口のオリ
フイス（70〜100μｍ）では、細胞浮遊液の平均径が15
〜20μｍのジエツト流として空中に放出される。空中に
出たジエツト流にノズル先端から100〜200μｍの所で光
源24からの励起光を照射する。予め蛍光染色されている
細胞に励起光が照射されると、細胞から散乱光及び蛍光
が放射され、検出器25及び26でそれぞれを検出して電気
信号に変換する。一方、ノズルは加振回路27の制御によ
って振動子21で40KHz程度に加振されており、オリフイ
スを出たジエツト流はノズル先端から数mm下方で均一な
液滴となる。細胞から検出された信号が予め決められた
条件を満たすかどうかに応じて、信号処理部29からチヤ
ージング回路28へ信号が送られ、液滴化に同期してチヤ
ージング信号がノズルに加えられ、液滴が軽く帯電させ
られる。所望の細胞を含む帯電した液滴が強い電場を生
じる２つの電極22、23間を通過する間に、静電気によっ
て液滴は細胞の種類等に応じて右又は左方向へ偏向され
て振り分けられ、別々の試験管に集められる。

［発明が解決しようとしている課題］ 上記フローサイトメータやセルソータに利用されるシ
ースフロー方式では、細胞浮遊液及びシース液をノズル
に導くのに加圧系で各液を加圧することによって導いて
いるが、そのための配管及びポンプ等の加圧装置が必要
なため、装置が大掛かりで制御も複雑になる問題点を有
している。

又、シースフロー方式は、細胞浮遊液及びシース液へ
の加圧力によって流れの流速が決り、この流速及び細胞
浮遊液の希釈の度合いによって粒子の分離の時間間隔が
決められるが、この間隔を広い範囲で変更することは困
難であった。

又、装置の小型化が困難で、複数の装置を高密度に並
列に並べて処理能力を高めることは困難で非現実的であ
った。

［発明の目的］ 本発明の目的は、従来のシースフロー方式とは違った
方式を利用する新規な粒子測定装置を提供することであ
る。

［課題を解決する溜めの手段］ 上述の課題を解決する本発明は、粒子浮遊液中の個々
の粒子を分離して測定を行う装置において、粒子浮遊液
を収納し開口を有する収納部と、該収納部内の液体を加
熱して気泡を発生させることによって前記開口から粒子
を含む液滴を吐出させる手段と、個々の粒子を測定する
測定手段とを有することを特徴とする粒子測定装置であ
る。

［実施例１］ 以下、本発明の実施例を図面を用いて詳細に説明す
る。第１図〜第４図は本発明の第１実施例の構成図であ
る。

図中１は被検粒子である細胞が浮遊する細胞浮遊液を
収容するための、50μｍ×50μｍ程度の矩形断面を有す
るノズルで、一端が解放され開口部を形成している。該
ノズルの作成方法の例として、エツチングやフオトレジ
スト工程により基板上に微細な溝を設け、その上に平面
板を張り合せる方法が一般的であるが、これに限定され
るわけでは無い。なおノズル断面のサイズは測定対象と
する被検粒子のサイズに応じてそれに適したサイズとす
る。本実施例ては測定対象を血液と考え、血液中に含ま
れる種々の血球のサイズが５μｍ〜30μｍ程度であるこ
とから、ノズルサイズを最大血球サイズよりもやや大き
い50μｍ×50μｍと設定した。

２は細胞浮遊液を順次ノズル１内に供給する供給口で
ノズル１の出口近傍に接続されている。３はノズル内に
設けられる加熱部であり、具体的には加熱ヒータであっ
て電極が後述の制御回路に接続されている。なお、加熱
部３はノズル外にあってノズル内を加熱するものであっ
ても良い。又、加熱部３は加熱ヒータには限られず、熱
エネルギを発生する手段であれば良く、例えば熱吸収部
材にレーザ光線等の電磁波エネルギを与えて加熱するよ
うな構成をとっても良い。４はノズル１の外側に設けら
れ、加熱ヒータからの熱伝導でノズル１が温度上昇する
のを抑えるための放熱部材である。

７は測定用エネルギ発生手段としてのレーザ光源、
５、６は光照射による粒子からの光学的反作用を検出す
るためのフオトマル等の検出器で、レーザ光源７から出
射するレーザ光の光軸Ｏがノズル１の開口から吐出され
る液滴が飛翔する経路の軸ｌと交差するように、レーザ
光源７が配置されている。検出器５はレーザ光軸Ｏ上に
配置され、該検出器５の手前にはレーザビームが直接検
出器に入力するのを防ぐための不図示のビームストツパ
が光軸上に設けられ、光路前方に散乱される散乱光のみ
が検出器５にて測光されるようになっている。又、検出
器６はレーザ光軸Ｏ及び液滴吐出軸ｌのそれぞれに直交
する方向に配され、該検出器６の手前には蛍光波長のみ
を透過する性質の不図示の光学フイルタが設けられ、蛍
光のみが検出器６にて測光されるようになっている。

次に、以上のような構成における動作について説明す
る。

十分希釈され、必要に応じて蛍光試薬等で染色処理を
施した血液試料等の測定用試料を用意し、この試料を供
給口２に供給し、そこからノズル１内に供給して第１図
のようにノズル１内を満たした状態とする。

ここで第10図の制御系による制御を具体的に説明す
る。なお、第10図は後述の実施例４の制御系として兼用
されており、本実施例においては加熱ヒータは１つだけ
である。

ON−OFF発生回路が、ノズル１内に設けられた加熱ヒ
ータ３を駆動して発熱させると、加熱された細胞浮遊液
内の水分が瞬時に気化して第２図のように気泡８が発生
する。すると気化した分だけ体積が膨張するので、ノズ
ル１の開口付近にある細胞Ｓがノズルの開口から外側に
押し出され、第３図のように、細胞Ｓが含まれる細胞浮
遊液がノズル１の外へ吐出される。始め膨張を続けてい
た気泡８は冷却されて収納を始め、体積の縮小により開
口から吐出した細胞浮遊液に対して引込力が働く。これ
により開口から外に吐出した細胞Ｓを含む細胞浮遊液は
液滴となって第４図に示すように空中に飛翔する。この
吐出の基本原理は例えば特開昭54−59936号公報や特開
昭55−27282号公報に記載される。

細胞浮遊液は吐出した分だけ毛細管現象により供給口
２から供給され、、第１図のような状態に戻る。細胞浮
遊液の供給は毛細管現象により自然に行なわれるため、
従来のような加圧系は必要としない。

この気泡の発生と消滅は、第10図のサンプリング同期
回路で作られるサンプリング周波数に従って非常に短時
間の内に行なわれ、１秒間に最高数千個の液滴を連続的
に吐出させることが可能である。これにより多数の細胞
を高速に分離することができる。

ノズルから吐出される液滴は直径50μｍ〜80μｍ程度
となるように開口の大きさ及び加熱ヒータの容量が設定
されており、この吐出された液滴中に粒子が１個だけ含
まれるよう粒子浮遊液の希釈度を設定しておく。そして
液滴が測定用エネルギ、即ちレーザビームが照射される
被検部を横切る際に、液滴中に含まれる予め蛍光染色さ
れた細胞による光学的反作用、即ち散乱光及び蛍光が発
生し、検出器５、６から成る検出系にてそれぞれ検出さ
れる。

検出系からの出力はデータ記憶部に次々と記憶され、
得られた多数の粒子についての測定データから、信号処
理部においてヒストグラムやサイトグラム等の統計処理
を用いて粒子の種類判別や性質の解析等、粒子解析を行
なう。具体的な演算方法については様々な方法が広く一
般に知られているためここでは詳細な説明は省略する。
解析結果はTVモニタへの表示や、プリントアウト等によ
り出力される。

なお本発明の装置は従来のシースフロー方式とは違っ
て粒子を分離する時間間隔を広い範囲で自由に設定でき
るので、要求される処理速度やノズルの発熱量、耐久性
等の条件を考慮して最適な速度となるようサンプリング
周波数を設定することが好ましい。又、一定周波数で連
続的に駆動するばかりでなく、周波数を変動させたり、
断続的に駆動することも可能である。

［実施例２］ 第５図は本発明の第２実施例の構成図であり、第１図
と同一の符号は同一又は同等の部材を表わす。

本実施例は光源７からのレーザビームが照射される被
検部をノズル１の開口に、より接近させることを特徴と
する。即ち、先の実施例では細胞浮遊液を吐出させて液
滴になった状態で細胞にレーザ光を照射して光学測定を
行ったのに対し、本実施例では第５図のように吐出され
た直後の位置において、まだ液滴になる前の状態でレー
ザ光を照射する。

［実施例３］ 第６図及び第７図はより簡素化された第３実施例の構
成図である。なお、これまでの説明図と同一の符号は同
一もしくは同等の部材を表わす。

両端に供給口及び吐出口を備えるノズル１に、細胞浮
遊液の供給を供給口から行ない、加熱ヒータ３の加熱に
より個々の細胞を含む液滴をノズル吐出口から吐出させ
る。

吐出した液滴の光学測定は先の第１、又は第２実施例
と同様であるため説明は省略する。

［実施例４］ 第８図は本発明の第４実施例の構成図である。これま
での説明図と同一の符号は同一もしくは同等の部材を表
わす。

９はノズル１の先端部に設けられた透明材質のセルで
あり、該セル９の内部経路はノズル側がテーパ状で、出
口側は細胞が１個ずつ一列に流れるようにノズル部より
細く絞られた細管となっている。

セル９には光源７から光ビームが照射され、該光ビー
ムが照射されるセル９内の細管内の被検部を通過する粒
子からの散乱光及び蛍光を、それぞれ検出器５、６で測
光ようになっている。

加熱ヒータ３の加熱により気泡８が発生すると、膨張
した体積分だけノズル１内の細胞浮遊液が押圧され、セ
ル９の細く絞られた内径部分を細胞が１個ずつ通過し、
開口から吐出される。

１回の加熱により１個以上の細胞が次々とセル９の被
検部を通過することもあり得るが、一列に１個ずつ流れ
る限り、個々の細胞の光学計測は可能である。

本実施例は細胞が空中に吐出されたところを光学測定
するのではなく、透明のセル内を流れる状態で光を照射
して光学測定を行なうために、細胞を含む浮遊液を屈折
率変動や乱反射の影響が無く、常に安定した計測値を得
ることができる。

［実施例５］ 第９図は本発明の第５実施例の構成図である。細胞浮
遊液を収納して液滴を吐出させるノズルは、断面が非常
に微小である上、エツチング等の工程により簡単に作れ
る構造のため、複数のノズルを高密度に並設することが
容易である。

第９図はレーザ光軸上の所定の被検部を中心として、
複数のノズルを放射状に配置したものである。図中11は
先の第１図に示す構造のノズルを複数個（５個）並列に
並べたノズルユニツトであるが、勿論、ノズルの数は５
個に限定されるものでは無い。該ノズルユニツトは一例
として、基板上にエツチングにより複数の微細な溝を設
け、平面板を張り合ることにより作成できる。

12は細胞浮遊液の供給口、13はノズルユニツト11の開
口をそれぞれ示す。なお、各ノズルの構造は第６図のよ
うなものであっても良い。各ノズルはレーザビームが照
射される測定点を中心として放射状に配置されているた
め、順々に吐出される各ノズルからの液滴は必ず同一の
被検部を通過する。これにより測定用の光学系は単一で
済む。

このように構成されたノズルユニツト内のそれぞれの
加熱ヒータの駆動を、第10図に示す制御系により時系列
的に順々に行なうようにして、各ノズルの開口から順々
に液滴を吐出させる。第９図において、サンプリング同
期回路で発生するサンプリング周波数に従って、ON−OF
F発生回路が各ノズルの加熱ヒータを時系列駆動する。
サンプリング周波数は先の単一ノズルの実施例での限界
周波数の数倍の周波数とすることができる。これは複数
のノズルを時系列的に駆動するために、個々のノズルが
駆動される周期は単一ノズルの場合の周期の数分の１と
なるためである。これにより測定速度を大幅に向上させ
ることができる。

又、温度上昇に極めて弱い細胞を測定する場合には、
サンプリング周波数を低めに設定するか、ノズルの本数
を増やすことにより、各ノズルの駆動負荷がより小さく
なり、発熱量が減少してノズルの温度上昇による細胞へ
の悪影響を抑えることができる。なお、放熱部材の熱容
量を高めることも温度上昇を抑える有効な手段である。

検出系で測光される散乱光及び蛍光の出力信号は、サ
ンプリング同期回路からのゲート信号に従って検出さ
れ、各ノズルからの吐出液滴毎にデータ記憶部に別々に
記憶される。即ち、各ノズルに供給する細胞浮遊液がそ
れぞれ異なる種類であっても、一度の測定で各種類毎に
区別されて測定データが記憶される。勿論、同じ種類の
検体を並列に測定しても良い。

本実施例によれば、多数のノズルを時系列的に順々に
駆動し次々と粒子を吐出させるため、処理能力を飛躍的
に高めることができる。

又、時系列駆動させるため、各ノズルの駆動負荷を小
さくすることができる。これによりノズルの温度上昇を
抑えることができ、ノズルの耐久性も向上させることが
できる。

更にはノズルを非常に高密度に並設することができる
ためコンパクトな装置となる上、ノズルの数に拘らず測
定光学系の数は単一で済むため、コスト、スペース的に
も有利である。

なお、以上説明してきた全ての実施例は、光学測定を
行なって粒子を解析する所謂フローサイトメータに適用
した実施例であるが、第12図のようなソーテイング機構
を設けてセルソータに適用することも可能である。この
場合、振動子や加圧装置を用いずに細胞浮遊液を液滴化
できるので、非常にコンパクト且つ低コストな装置とな
る。

又、測定用のエネルギが与えられる被検部における個
々の粒子の測定は、上述のような光学的方法によるもの
ばかりでなく、例えば電気インピーダンスを用いた電気
的な測定や電磁エネルギを用いた測定、あるいは光音響
法等、様々な測定方法が可能である。

又、以上説明してきた全ての実施例は、血液細胞等の
生物分野の微粒子を解析する装置に適用したものである
が、本発明はこれに限定されるものでは無く、例えば工
業用の微粒子を計測する装置等、被検粒子浮遊液を扱う
装置全般に適用することが可能である。

［発明の効果］ 以上本発明によれば、簡単な構成で粒子浮遊液中の個
々の被検粒子を分離することができる。よって低コス
ト、コンパクトな粒子測定装置となる。

【図面の簡単な説明】

第１図乃至第４図は本発明の第１実施例の構成図、 第５図は第２実施例の構成図、 第６図、第７図は第３実施例の構成図、 第８図は第４実施例の構成図、 第９図は第５実施例の構成図、 第10図は制御系のブロツク図、 第11図はシースフロー方式の説明図、 第12図は従来例の構成図、 であり、図中の主な符号は、 １……ノズル、２……供給口、 ３……加熱部、４……放熱部材、 ５、６……検出器、７……レーザ光源、 11……ノズルユニツト、12……供給口、 13……開口

Claims (6)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】粒子浮遊液中の個々の粒子を分離して測定
   を行う装置において、粒子浮遊液を収納し開口を有する
   収納部と、該収納部内の液体を加熱して気泡を発生させ
   ることによって前記開口から粒子を含む液滴を吐出させ
   る手段と、個々の粒子を測定する測定手段とを有するこ
   とを特徴とする粒子測定装置。
2. 【請求項２】前記測定手段は、光学的な測定手段である
   ことを特徴とする請求項１記載の装置。
3. 【請求項３】前記測定手段は、開口から吐出した液滴が
   飛翔する経路上で粒子を測定することを特徴とする請求
   項１記載の装置。
4. 【請求項４】前記測定手段は、開口から吐出する前の収
   納部内で粒子を測定することを特徴とする請求項１記載
   の装置。
5. 【請求項５】前記収納部は複数並べて設けられ、各収納
   部の開口から液滴を順次吐出することを特徴とする請求
   項１乃至４のいずれか記載の装置。
6. 【請求項６】前記加熱は収納部に設けた加熱ヒータで行
   うことを特徴とする請求項１乃至５のいずれか記載の装
   置。