JPH01242069A - Apparatus for selective destruction of cell - Google Patents
Apparatus for selective destruction of cellInfo
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】 〈産業上の利用分野〉 本発明は、細胞の選択的破壊装置に関する。[Detailed description of the invention] <Industrial application field> The present invention relates to a device for selectively destroying cells.
〈従来の技術〉
ＤＥ−Ｏ３５３３１９６９により、未知の粒子試験中の
関心対象になっている生物学的粒子を検出する貫流式サ
イトメトリー装置は公知である。 この装置では、光源
から光線を粒子に当てて、当った場合の光学的データを
測定装置により把握する。 この場合、測定装置は特に
一定の粒子から発する蛍光を捕捉する。PRIOR ART A flow-through cytometry device for detecting biological particles of interest during unknown particle tests is known from DE-O 35 33 1969. In this device, a light beam from a light source is applied to a particle, and a measuring device obtains optical data when the particle is hit by a beam of light. In this case, the measuring device specifically captures the fluorescence emitted by certain particles.
ＤＥ−ＰＳ３３３１０１７によれば、種々の細胞細区分
（サブボブレーション）を識別する方法が示される。
これによると、抗体蛋白は蛍光色素でマークされ、マー
クされた抗体蛋白は、それの固有レセプターと推測され
る細胞試料と結合される。 そして、蛍光色素は適当な
技術を使って励起され、細胞は放出する蛍光を通じて分
析して分類される。According to DE-PS 3331017, a method is presented for identifying different cell subdivisions (subbovrations).
According to this, the antibody protein is marked with a fluorescent dye, and the marked antibody protein is bound to a cell sample that is assumed to be its unique receptor. The fluorescent dye is then excited using a suitable technique, and the cells are analyzed and classified through the fluorescence they emit.
〈発明が解決しようとする課題〉
本発明の課題は、治療法を確立するかまたは血液細胞の
相互作用を研究するために、細胞、特に血液の細胞を光
学的に特徴すけ、選択的に光線で破壊する装置を提供す
ることである。<Problem to be Solved by the Invention> An object of the present invention is to optically characterize cells, particularly blood cells, and to selectively expose them to light beams in order to establish therapeutic methods or study blood cell interactions. The purpose is to provide a device that can be used to destroy
く課題を解決するための手段〉
上記課題は、下記の本発明の細胞の選択的破壊装置によ
り解決される。Means for Solving the Problems> The above problems are solved by the following cell selective destruction device of the present invention.
すなわち、本発明は、細胞が、少なくとも１個の光源（
１１，１２）から発生するところの細胞には無害な出力
を持つ光線（６１，６２）により順次照射を受け、その
際照射により一定の細胞から放出される輻射線が検出ユ
ニット（７）により検知されるような細胞を選択的に破
壊または不活性化する装置であって、前記検出ユニット
（７）は少なくとも１個のセンサー（７１，７２）を持
ち、それがある一定の細胞から反射および／または散乱
および／または放出および／または伝達される輻射線を
探知し、予め決められた輻射線または蛍光を探知した場
合には、検知シグナル（７５，７６）を発生するもので
あり、
また、該検知シグナル（７５，７６）が存在すれば、細
胞の破壊または不活性化に適した出力と波長を持つ別の
光線（１０）を発するもう１つ別の光源（３２）が連結
され、
さらに、また、この別の光線が走査装置を提供するもの
である。That is, the present invention provides that cells are exposed to at least one light source (
11, 12) are sequentially irradiated by light rays (61, 62) with harmless output, and at that time, the radiation emitted from certain cells due to the irradiation is detected by the detection unit (7). a device for selectively destroying or inactivating cells such as cells, said detection unit (7) having at least one sensor (71, 72), which detects reflections and/or inactivation from certain cells; or detects scattered and/or emitted and/or transmitted radiation, and generates a detection signal (75, 76) when predetermined radiation or fluorescence is detected; If the detection signal (75, 76) is present, another light source (32) is coupled that emits another light beam (10) with a power and wavelength suitable for cell destruction or inactivation; This additional beam also provides a scanning device.
また、前記光源（１１，１２）としてレーザー光源が取
付けられていることを特徴とするのが好ましい。Moreover, it is preferable that a laser light source is attached as the light source (11, 12).
また、前記別の光源として、しＬザー光源が取付けられ
ていることを特徴とするのが好ましい。Further, it is preferable that a laser light source is installed as the other light source.
また、前記光源と別の光源が単一の光源（１５）から成
り、細胞にとって無害な低出力の光線（１４）が、検知
シグナル（７５，７６）が発生した場合には細胞にとっ
て有害な高出力に切替えられるようになっていることを
特徴とするのが好ましい。In addition, the light source and another light source are composed of a single light source (15), which emits a low-power light beam (14) that is harmless to the cells, but a high-power light beam (14) that is harmful to the cells when a detection signal (75, 76) is generated. Preferably, it is characterized in that it can be switched to an output.
また、単一光源（１５）がレーザー光源であることを特
徴とするのが好ましい。It is also preferable that the single light source (15) is a laser light source.
また、前記レーザー光源としてアルゴンレーザー光源を
取付けてあることを特徴とするのが好ましい。Moreover, it is preferable that an argon laser light source is attached as the laser light source.
また、前記走査装置（２）の光学システムが、光線（６
１，６２）および別の光線（１０）または共通光源（１
５）からの光線（１４）をデカルト座標系の（Ｘ、Ｙ）
方向に方向転換するところの方向転換鏡（２７′、２８
′）あるいは電気光学的またはホログラフィ式のデフレ
クタ−を持っていることを特徴とするのが好ましい。The optical system of the scanning device (2) also includes a light beam (6
1,62) and another ray (10) or a common light source (1
5) The ray (14) from (X, Y) in the Cartesian coordinate system
Direction changing mirrors (27', 28
') or an electro-optical or holographic deflector.
また、前記走査装置（２）の光学システムが、光線（６
１，６２）および別の光線（１０）または共通の光源（
１５）からの光線（１４）を、第一の方向に方向転換す
る方向転換鏡あるいは電気光学的またはホログラフィ式
のデフレクタ−を持ち、写像平面（２１）が第二の方向
に動き得ることを特徴とするのが好ましい。The optical system of the scanning device (2) also includes a light beam (6
1,62) and another ray (10) or a common light source (
15) has a deflection mirror or an electro-optic or holographic deflector for redirecting the light beam (14) from 15) in a first direction, and the mapping plane (21) can move in a second direction. It is preferable that
また、前記走査装置（２）の光学システムが、方向転換
鏡（２７’ 、２８’ ）またはデフレクタ−の手前に
球面収差を補正するためにダイナミックレンズ（９１）
を持つことを特徴とするのが好ましい。In addition, the optical system of the scanning device (2) includes a dynamic lens (91) in front of the direction changing mirror (27', 28') or deflector to correct spherical aberration.
Preferably, it is characterized by having.
また、前記走査装置（２）の光学システムが、球面収差
を補正するために、写像平面（２１）と方向転換鏡また
はデフレクタ−との間に平面視野レンズ（９２）を持つ
ことを特徴とするのが好ましい。Further, the optical system of the scanning device (2) is characterized in that it has a plane field lens (92) between the mapping plane (21) and the direction changing mirror or deflector in order to correct spherical aberration. is preferable.
また、前記走査装置（２）の光学システムが光線を写像
平面（２１）の一点に投射し、写像平面（２１）が一方
向に動き得ることを特徴とするのが好ましい。It is also preferred that the optical system of said scanning device (2) projects a beam of light onto a point on the mapping plane (21), characterized in that the mapping plane (21) can be moved in one direction.
また、前記写像平面（２１）が、細胞を載せた容器（２
８）の内側底面に相当し、その底面が静止板（２７）上
に配置されるかまたは板が容器内に組込まれていること
を特徴とするのが好ましい。Further, the mapping plane (21) is a container (2) on which cells are placed.
8), preferably characterized in that the bottom surface is arranged on a stationary plate (27) or that the plate is integrated into the container.
また、前記容器（２８）としてプラスチック製の袋また
はそれに準するものが使われていることを特徴とするの
が好ましい。Moreover, it is preferable that a plastic bag or something similar thereto is used as the container (28).
また、少なくとも前記容器（２８）の底面と板（２７）
が透明な材料から成り、光線（６１，６２）および別の
光線（１０）または単一光源（１５）からの光線（１４
）が、容器（２８）の底面と向い合っている板（２７）
の面から照射されることを特徴とするのが好ましい。Further, at least the bottom surface of the container (28) and the plate (27)
is made of a transparent material, the light beams (61, 62) and the light beam (14) from another light beam (10) or a single light source (15)
) faces the bottom of the container (28) (27)
It is preferable that the light is irradiated from the surface of the light source.
また、前記写像平面（２１）が、少なくともベルトコン
ベア（２２）のベルト（２３）の表面の一部を形成して
いることを特徴とするのが好ましい。It is also preferable that the mapping plane (21) forms at least part of the surface of the belt (23) of the belt conveyor (22).
また、前記ベルトコンベア（２２）の傍に、細胞をベル
ト（２３）の表面に供給する貯蔵容器（２４）を取付け
てあることを特徴とするのが好ましい。Furthermore, it is preferable that a storage container (24) for supplying cells to the surface of the belt (23) is attached next to the belt conveyor (22).
また、前記ベルト（２３）が透明な材料から成り、検出
ユニット（７）が写像平面（２１）に向い合ったベルト
（２３）側に配置されていることを特徴とするのが好ま
しい。Preferably, the belt (23) is made of a transparent material, and the detection unit (7) is arranged on the side of the belt (23) facing the mapping plane (21).
また、前記ベルト（２３）の側面に立ち上がっている側
壁（２６）が取付けてあり、それによって貯蔵容器（２
４）から細胞が送り込まれるための通路が形成され、細
胞はその通路内で貯蔵容器（２４）と、光線（６１，６
２）、別の光線（１０）または単一光源（１５）からの
光線（１４）がベルト（２３）面に当ることになってい
るところの容器と距離をおいて設けた地点（２５）との
間で沈降して、ベルト（２３）の送り速度を適切に選ぶ
ことにより、細胞が写像平面（２１）の該地点（２５）
に良い状態で到達することを特徴とするのが好ましい。Further, a side wall (26) rising up from the side surface of the belt (23) is attached, whereby the storage container (2
A passageway is formed through which the cells are sent from 4), and within the passageway, the cells are exposed to the storage container (24) and the light beams (61, 6).
2) a point (25) provided at a distance from the container where another beam (10) or a beam (14) from a single light source (15) is to impinge on the surface of the belt (23); By suitably choosing the feed rate of the belt (23), the cells settle at that point (25) in the mapping plane (21).
Preferably, it is characterized in that it reaches in good condition.
また、前記検出ユニット（７）が少なくとも一個のセン
サー（７１，７２）を持ち、これが細胞で反射または散
乱、または伝達される一定の輻射線、あるいは細胞から
発射される一定の蛍光および時としてその分極度を検知
して、検知シグナル（７５，７６）を発生させることを
特徴とするのが好ましい。The detection unit (7) also has at least one sensor (71, 72) which detects a radiation reflected or scattered or transmitted by the cells, or a fluorescence emitted from the cells and sometimes the radiation. Preferably, the degree of polarization is detected and a detection signal (75, 76) is generated.
また、前記センサー（７１，７２）に供給される輻射線
または蛍光（７８）が、走査装置（２）の光学システム
の輻射線から連結を外されることを特徴とするのが好ま
しい。It is also preferred that the radiation or fluorescence (78) supplied to said sensors (71, 72) is decoupled from the radiation of the optical system of the scanning device (2).
また、前記センサー（７１，７２）として、一定の輻射
線または一定の蛍光だけを通過させるフィルター（７９
）を手前に連結してあるところの光電子増倍管を取付け
ることを特徴とするのが好ましい。Further, as the sensor (71, 72), a filter (79
) is preferably characterized in that a photomultiplier tube connected to the front is attached.
また、前記活性部（３）が一個の制御装置（３１）を持
ち、この制御装置が検知シグナル（７５，７６）から、
別の光源（３２）を短時間スイッチオンするか、または
単一の光源（１５）を低出力から高出力に切替えるとこ
ろの活性化シグナル（３４）を作り出すことを特徴とす
るのが好ましい。Further, the active part (3) has one control device (31), and this control device receives the detection signal (75, 76).
It is preferably characterized by producing an activation signal (34) which briefly switches on another light source (32) or switches a single light source (15) from a low power to a high power.
また、前記写像平面（２１）に、患者の血液循環系（１
１’）から採った血液細胞を細ｌｌ！併給装置（４）を
通して送り込むことを特徴とするのが好ましい。Further, the patient's blood circulation system (1) is placed on the mapping plane (21).
Blood cells taken from 1') are collected! Preferably, it is characterized in that it is fed through a cofeeding device (4).
また、前記細胞供給装置（４）の手前に予備細胞セレク
ター（５）が連結されており、この予備細胞セレクター
が血液細胞を分別して、一定の病型の原因になる細胞を
特に含んでいる細胞グループに属する血液細胞を細胞供
給装置（４）に送り込むこと、およびこのグループの細
胞を写像平面（２１）の後ろから（通路１３）、またグ
ループに属さない細〕を予備細胞セレクター（５）の後
ろから（通路１２’）、血液循環系（１ｔ’）に再び戻
すことを特徴とするのが好ましい。In addition, a spare cell selector (5) is connected in front of the cell supply device (4), and this spare cell selector separates blood cells to select cells that particularly contain cells that cause a certain disease type. feeding the blood cells belonging to the group into the cell supply device (4) and the cells of this group from behind the mapping plane (21) (channel 13) and the cells not belonging to the group to the reserve cell selector (5); It is preferably characterized by a return to the blood circulation system (1t') from behind (channel 12').
また、前記ある一定の病型の原因になっている当該細胞
の選択が、蛍光性抗体、ＤＮＡゾンデ、ＲＮＡゾンデま
たは他のマーキング手段により行われることを特徴とす
るのが好ましい。Furthermore, it is preferable that the selection of the cells responsible for the certain disease type is carried out using a fluorescent antibody, a DNA probe, an RNA probe, or other marking means.
また、前記細胞が、細胞供給装置（４）を通って必要な
媒質を使って送り込まれることを特徴とするのが好まし
い。It is also preferred that the cells are delivered using the necessary medium through a cell supply device (4).
また、前記写像平面（２１）の手前の光学システムが少
なくとも回転可能な対物レンズ（８３）を持ち、このレ
ンズが回転可能な円板（８１）に偏心的に固定されてい
ること、および光線（６１，６２）と別の光線（１０）
または共通光源（１５）からの光線（１４）が第一と第
二の方向転換鏡（２７’ 、２８’ ）の揺動またはデ
フレクタ−の駆動および円板（８１）の回転数の周期連
動により、常に対物レンズ（８３）に当るようにするこ
とを特徴とするのが好ましい。Further, the optical system in front of the mapping plane (21) has at least a rotatable objective lens (83), which lens is eccentrically fixed to the rotatable disk (81), and the light beam ( 61, 62) and another ray (10)
Alternatively, the light beam (14) from the common light source (15) is caused by the swinging of the first and second direction changing mirrors (27', 28') or the drive of the deflector and the periodic interlocking of the rotation speed of the disc (81). , is preferably characterized in that it always hits the objective lens (83).
また、前記円板（８１）が２個の対物レンズ（８３，８
３′ ）を持ち、これらが円板（８１）の直径に沿って
回転軸から等距離に配置されていること、および光線（
６１，６２）と別の光線（１０）および共通光源（１５
）からの光ＨＣｌ４＞が、円板が半回転する間次々に対
物レンズ（８３，８３′）に追従することを特徴とする
のが好ましい。Further, the disk (81) has two objective lenses (83, 8
3'), and that they are equidistant from the axis of rotation along the diameter of the disk (81), and that the rays (
61, 62) and another ray (10) and a common light source (15
) is preferably characterized in that the light HCl4> from ) follows the objective lens (83, 83') one after another during half a revolution of the disk.
また、前記写像平面（２１）の手前の光学システムが少
なくとも回転可能な対物レンズ（８３）を持ち、このレ
ンズが回転可能な円板（８１）に偏心的に固定されてい
ること、および光線（６１，６２）と別の光線（１０）
または共通光源（１５）からの光線（１４）が第一と第
二の方向転換鏡（２７’ 、２８’ ）の揺動またはデ
フレクタ−の駆動および円板（８１）の回転数の周期連
動により、常に対物レンズ（８３）に当るようにするこ
とを特徴とするのが好ましい。Further, the optical system in front of the mapping plane (21) has at least a rotatable objective lens (83), which lens is eccentrically fixed to the rotatable disk (81), and the light beam ( 61, 62) and another ray (10)
Alternatively, the light beam (14) from the common light source (15) is caused by the swinging of the first and second direction changing mirrors (27', 28') or the drive of the deflector and the periodic interlocking of the rotation speed of the disc (81). , is preferably characterized in that it always hits the objective lens (83).
また、前記円板（８１）が２個の対物レンズ（８３，８
３′）を持ち、これらが円板（８１）の直径に沿って回
転軸から等距離に配置されていること、および光線（６
１，６２）と別の光線（１０）および共通光γ原（１５
）からの光線（１４）が、円板が半回転する間次々に対
物レンズ（８３，８３′）に追従することを特徴とする
のが好ましい。Further, the disk (81) has two objective lenses (83, 8
3′), which are equidistant from the axis of rotation along the diameter of the disc (81), and that the rays (6
1,62) and another ray (10) and a common light γ source (15
) is preferably characterized in that the rays (14) from the disk follow the objective lenses (83, 83') one after another during half a revolution of the disc.
また、前記写像平面（２１）の手前にある光学システム
が対物レンズ（８７）を付けた振動板（８８）を持ち、
振動板（８８）がある方向（８９）に振動できること、
および光線（６１，６２）と別の光線（１０）および共
通光源（１５）からの光線が、振動板（８８）の振動と
方向変換鏡の振動またはデフレクタ−の駆動を周期連動
させることにより、常に振動板上の対物レンズ（８７）
に当ることを特徴とするのが好ましい。Further, the optical system in front of the mapping plane (21) has a diaphragm (88) with an objective lens (87) attached,
The diaphragm (88) can vibrate in a certain direction (89);
The light rays (61, 62), another light ray (10), and the light ray from the common light source (15) periodically interlock the vibration of the diaphragm (88) and the vibration of the direction conversion mirror or the drive of the deflector. Objective lens always on the diaphragm (87)
It is preferable that the characteristics correspond to the following.
また、光学システムが光線伝達用のグラスファイバーを
持っていることを特徴とするのが好ましい。Preferably, the optical system is also characterized in that it has glass fibers for transmitting the light beam.
また、光線（６１，６２）と別の光線
（１０）が時間的空間的に分かれて細胞を検知し、破壊
または不活性化することを特徴とするのが好ましい。Furthermore, it is preferable that the light beams (61, 62) and another light beam (10) are separated in time and space to detect cells and destroy or inactivate them.
以下に、本発明の細胞の選択的破壊装置をより詳細に説
明する。Below, the cell selective destruction device of the present invention will be explained in more detail.
要約すると本発明は主として以下に述べる過程で特徴づ
けられる。 この場合血液は゛°細胞サスペンション”
の形で説明に使う。To summarize, the present invention is mainly characterized by the process described below. In this case, blood is a “cell suspension”
Used in the form of explanation.
ｌ）患者の血液を、例えば体外循環系により循環系から
分岐する。l) Branching off the patient's blood from the circulatory system, for example by means of an extracorporeal circulation system.
２）血液から個々の細胞グループ、例えば赤血球、白血
球、リンパ球または血小板といったグループを取り出す
。 というのはこれらがある一定の病型に関連する細胞
を含むことがあるからである。 残りの血液細胞は循環
系に再び戻す。2) Removing individual cell groups from the blood, such as red blood cells, white blood cells, lymphocytes or platelets. This is because they may contain cells associated with certain disease types. The remaining blood cells are returned to the circulatory system.
３）取り出したグループは病型に関連する細胞および関
係のない細胞を含むが、これらは形態学的または物理的
に区別できない。 従って、関連する血液細胞の選別は
、蛍光性抗体、ＤＮＡゾンデ、ＲＮＡゾンデまたは他の
マーキング物質を使って直接間接に行われる。3) The retrieved groups contain cells related to the disease type and unrelated cells, which are morphologically or physically indistinguishable. Therefore, sorting of the relevant blood cells is carried out directly or indirectly using fluorescent antibodies, DNA probes, RNA probes or other marking substances.
４）血液細胞グループの全細胞は光学システムの照射面
または写像平面に送られ、血液細胞は無害な程度の出力
を持つ光線で次々に照射される。 このマーキング作
用により、関連する血液細胞は蛍光を発する。4) All cells of the blood cell group are directed to the illumination or mapping plane of the optical system, and the blood cells are irradiated one after another with a light beam of harmless power. This marking effect causes the relevant blood cells to fluoresce.
５）マークされた血液細胞から発する光はセンサーで捕
捉される。5) The light emitted from the marked blood cells is captured by a sensor.
６）血液細胞を破壊するに十分な出力を持つ光線を光学
システム内に照射することにより、病型の原因になって
いるところのマークされた関連細胞が破壊される。 こ
の場合、低出力の光線により励起された後で、マークし
た関連細胞の蛍光が検知されて活性化シグナルが作られ
るという方法により高出力の光線が活性化される。6) The marked relevant cells responsible for the disease type are destroyed by shining a light beam into the optical system with sufficient power to destroy the blood cells. In this case, the high power light beam is activated in such a way that, after being excited by the low power light beam, the fluorescence of the marked relevant cells is detected and an activation signal is generated.
以下に、本発明の細室の選択的破壊装置を添付の図面に
示す好適実施例に基づいて詳細に説明する。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS The device for selectively destroying a cell according to the present invention will be described in detail below based on preferred embodiments shown in the accompanying drawings.
先ず第１図のブロックダイヤグラムを参照して、本発明
の細胞の選択的破壊装置の機能を詳しく説明する。First, the functions of the selective cell destruction device of the present invention will be explained in detail with reference to the block diagram of FIG.
第１図に示すように、本発明の細胞の選択的破壊装置は
主として分析部１、走査装置２、活性化部３、細胞供給
装置４および検出ユニット７から成る。As shown in FIG. 1, the cell selective destruction device of the present invention mainly includes an analysis section 1, a scanning device 2, an activation section 3, a cell supply device 4, and a detection unit 7.
ここで細胞供給装置４の前に細胞セレクター５を連結す
るのが好ましい。Here, it is preferable to connect the cell selector 5 before the cell supply device 4.
分析部１は、細胞特に血液細胞には無害な出力の光線６
を少なくとも１本は作り出す。The analysis unit 1 uses a light beam 6 whose output is harmless to cells, especially blood cells.
Produce at least one.
この光線６は、走査装置２により光学システムの写像平
面に投射される。 そして写像平面自体が固定していれ
ばデカルト座標系のＸとＹの２方向から走査される。
また写像平面が一方向に動く場合には、上記座標系の他
の一方向だけから走査される。 光線６を走査装置２に
より写像平面に投射し、写像平面はある決められた方向
にだけ運動して、上記のケースのように光線６は平面で
はなく１本の線だけを捕捉する方法も考えられる。This light beam 6 is projected by the scanning device 2 onto the mapping plane of the optical system. If the mapping plane itself is fixed, it is scanned from two directions, X and Y in the Cartesian coordinate system.
Furthermore, when the mapping plane moves in one direction, it is scanned only from the other direction of the coordinate system. We have also considered a method in which the light ray 6 is projected onto a mapping plane by the scanning device 2, the mapping plane moves only in a certain determined direction, and the ray 6 captures only one line, not a plane, as in the above case. It will be done.
検出ユニット７は、写像平面で光線６により順次励起さ
れた個々の細胞から発する蛍光および／またはこれらの
細胞から反射する光線および／またはこれらの細胞で散
乱する輻射線および／またはこれの細胞から送信される
輻射線を検出する。 第１図では、上記蛍光および輻射
線は８で表示している。 検出ユニット７は、少なくと
１個の検知シグナル９を作る。 このシグナルは検知さ
れた蛍光および／または散乱または反射した輻射線８に
対応している。The detection unit 7 detects the fluorescence emitted by the individual cells sequentially excited by the light beam 6 in the mapping plane and/or the light reflected from these cells and/or the radiation scattered by these cells and/or transmitted from these cells. Detects the radiation emitted. In FIG. 1, the fluorescence and radiation are labeled 8. The detection unit 7 produces at least one detection signal 9. This signal corresponds to detected fluorescence and/or scattered or reflected radiation 8.
少なくとも１本の検知シグナル９は、活性化部３の制御
装置に入り、ここではその中に含まれる光源を活性化す
るところの活性化シグナルが作られる。 この光源が、
細胞の破壊または不活性化を行うに充分な出力を持つ光
線ｌＯを作る。 この光線１０は特に走査装置２の光学
システムに供給され、それにより光線６と同一の写像平
面上の点に投射される。 このことは、光線６による細
胞の励起が行われ、またはこの細胞から発する一定の蛍
光あるいは細胞で反射または散乱する一定の輻射線を受
は入れると、上記活性化シグナルと光線１０が作られる
ということを意味する。というのは、この細胞が病型の
原因となっているマークされた関連細胞だからである。The at least one detection signal 9 enters the control device of the activation unit 3, where an activation signal is generated which activates the light source contained therein. This light source
Create a beam of light IO with sufficient power to destroy or inactivate cells. This light beam 10 is in particular fed into the optical system of the scanning device 2 and is thereby projected onto the same point on the mapping plane as the light beam 6. This means that when a cell is excited by the light beam 6 or receives a certain fluorescence emanating from the cell or a certain radiation reflected or scattered by the cell, the activation signal and the light beam 10 are produced. It means that. This is because this cell is the marked associated cell responsible for the disease type.
そしてこの細胞は、組込んだ光線１０により破壊され
る。 分析（光線６の投射）過程と活性化処理（光線ｉ
ｏ）の過程を空間的時間的に分離して実施することも考
えられる。This cell is then destroyed by the incorporated light beam 10. Analysis (projection of ray 6) process and activation process (ray i
It is also conceivable to perform the process o) separately in space and time.
細胞供給装置４は調べる必要のあるまたは治療すべき細
胞を走査装置２の写像平面に送り込む。The cell supply device 4 feeds the cells to be examined or treated into the mapping plane of the scanning device 2 .
この場合送り込む細胞が血液細胞であれば、略図的に示
した方法で患者の血液循環系１１’から採取できる（通
路１６）。 そして治療または診断後に循環系に再び戻
すことができる。In this case, if the cells to be delivered are blood cells, they can be collected from the patient's blood circulation system 11' in the manner shown schematically (channel 16). It can then be reintroduced into the circulatory system after treatment or diagnosis.
ここで図示する予備細胞セレクター５を使うことも可能
である。 この装置は、例えば遠心力の作用で治療すべ
き病型に関連する細胞を含む個々のグループを、供給血
液から取り出す。It is also possible to use the spare cell selector 5 shown here. This device extracts individual groups containing cells associated with the disease type to be treated from a blood supply, for example by the action of centrifugal force.
この場合には、取出した関連血液細胞だけが供給装置４
を通って、走査装置の写像平面に送り込まれる。 循環
系から分岐した血液の残り細胞は、予備セレクター５の
うしろから直ちに戻される（通路１２′）。 一方治療
すべき血液細胞は写像平面から再び循環系に帰って行く
（通路１３）、 予備選択を行うことにより、血液のす
べての細胞でなく、特に治療すべき病型の原因になって
いる細胞を含む個別グループたけが写像平面で走査され
るので、全走査工程が著しく早められる。In this case, only the relevant blood cells that have been removed are transferred to the supply device 4.
and into the imaging plane of the scanning device. The remaining cells of the blood branched off from the circulatory system are returned immediately behind the preselector 5 (channel 12'). On the other hand, the blood cells to be treated return from the mapping plane back to the circulatory system (passage 13). By performing a preliminary selection, we select not all cells of the blood, but especially those that are responsible for the disease type to be treated. Since only the individual groups containing the images are scanned in the mapping plane, the overall scanning process is significantly speeded up.
次に、第２図を参照しながら本発明の望ましい実施態様
について説明する。 既に、第１図を参照して説明した
第２図の構成要素は同様な表示をしである。Next, a preferred embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The components of FIG. 2 that have already been described with reference to FIG. 1 have similar representations.
分岐ユニットｌの中で、光源１１として特にレーザー光
源が使われる。 その理由は走査装置２の写像平面２１
上で非常に鋭く小さい焦点を作り得るからである。 こ
れにより写像平面２１で順次走査を受ける細胞に明確な
蛍光が生成する。In the branching unit l, a laser light source is preferably used as the light source 11. The reason is that the mapping plane 21 of the scanning device 2
This is because a very sharp and small focal point can be created at the top. This generates distinct fluorescence in cells that are sequentially scanned in the mapping plane 21.
レーザー源としては、例えば励起周波数が４８８ｎｍの
アルゴンレーザーは特に適している。As a laser source, for example, an argon laser with an excitation frequency of 488 nm is particularly suitable.
４８８ｎｍに相当する励起周波数で励起されるとフルオ
レセインイソチオシアネートでマークした抗体は５５０
ｎｍで蛍光を発する。When excited with an excitation frequency corresponding to 488 nm, antibodies marked with fluorescein isothiocyanate
It emits fluorescence at nm.
レーザー光源を使えば、直径約１０μｍ以下の焦点は容
易に作ることができる。Using a laser light source, a focal point with a diameter of about 10 μm or less can be easily created.
単一の光源１１に変えて、例えば光源１１．１２のよう
に複数の光源を備え、出力が細胞に無害の光線６１．６
２を作ることもできる。Instead of a single light source 11, a plurality of light sources may be provided, for example light source 11.12, the output of which is a light beam 61.6 that is harmless to the cells.
You can also make 2.
２個の光源１１．１２を使えば、細胞は写像平面上で同
時に異なる周波数により励起されるので、例えば波長の
異なる２つの蛍光が発生する。 これは特殊な診断また
は治療にとって有利なこともある。 それに加えて、例
えば蛍光シグナルに相当するところの、検出ユニット７
の対応センサーで検出したシグナルを控除することでバ
ックグラウンドシグナルを除去できるので、非常に妨害
の少ない検知シグナル９を作り出せるという利点がある
。If two light sources 11, 12 are used, the cells are simultaneously excited on the mapping plane by different frequencies, so that, for example, two fluorescent lights with different wavelengths are generated. This may be advantageous for special diagnostics or treatments. In addition, the detection unit 7 , which corresponds to a fluorescent signal, for example
Since the background signal can be removed by subtracting the signal detected by the corresponding sensor, there is an advantage that a detection signal 9 with very little interference can be produced.
両光線６１．６２は、１本の光線に括めて走査装置の光
学システムで同時に受入れることもできる。 走査装置
２の光学システムは、光源１１のまたは光源１１と１２
の焦点を写像平面２１に投射する。 走査装置２は、例
えば、それ自体公知の２個の方向転換鏡２７’ 、２８
’持つ。 それらの鏡の１つは駆動装置によりＸ方向に
、もう１つは別の駆動装置によりＸ方向に撮動できる。Both beams 61, 62 can also be combined into one beam and received simultaneously by the optical system of the scanning device. The optical system of the scanning device 2 includes a light source 11 or light sources 11 and 12.
is projected onto the mapping plane 21. The scanning device 2 includes, for example, two deflection mirrors 27', 28, which are known per se.
'Have. One of the mirrors can be moved in the X direction by means of a drive, and the other in the X direction by means of another drive.
方向転換鏡２７’ 、２８’の代わりに、同様に公知
のいわゆる電気光学的デフレクタ−を取付けてもよい。Instead of the deflection mirrors 27', 28', so-called electro-optic deflectors, which are likewise known, may be installed.
更に、ＸおよびＸ方向での方向転換は、公知の回転ホ
ログラムを使って実施することも可能である。Furthermore, the change in direction in the X and X directions can also be carried out using known rotating holograms.
写像平面２１自体がもう一方の方向（例えばＸ方向）に
運動できる場合には、１個の方向転湊鏡または電気光学
的デフレクタ−を取付けて、光線６１または６１．６２
の方向転換を単に１つの方向（例えばＸ方向）に行わせ
るだけでよい。 写像平面の運動は第２図に略図で示す
ベルトコンベヤ２２により行わせるのが望ましい。 こ
の場合、写像平面はベルト２３０表面部分に相当し、光
線６１または６１．６２の方向転換は特にベルト２３の
運動方向に垂直に行われる。If the mapping plane 21 itself can move in the other direction (for example in the
It is only necessary to cause the direction change to occur in one direction (for example, the X direction). Movement of the mapping plane is preferably provided by a belt conveyor 22, which is shown schematically in FIG. In this case, the mapping plane corresponds to the surface part of the belt 230, and the redirection of the light rays 61 or 61, 62 takes place in particular perpendicular to the direction of movement of the belt 23.
透明なベルト２３を取付けると、後で詳しく説明する検
出ユニット７のセンサー装置７１を写像平面２１と向い
合ったベルト２３側に取付けることができる。 ベルト
コンベヤ２２を使う場合には、血液を適当な貯蔵容器２
４から、必要に応じて細胞の生命を維持する栄養物と一
緒に光線６１．６２を走査する地点の手前のベルト２３
上に送り込む。When the transparent belt 23 is installed, a sensor device 71 of the detection unit 7, which will be explained in detail later, can be installed on the side of the belt 23 facing the mapping plane 21. If a belt conveyor 22 is used, the blood may be transferred to a suitable storage container 2.
4, the belt 23 in front of the point where the beam of light 61,62 is scanned along with the nutrients that sustain the life of the cells if necessary.
send it to the top.
次に第３図を参照して、ベルトコンベヤについて説明す
る。 この場合血液は、ベルト２３の片方の端に送り込
まれて、ベルト２３が走査地点２５まで動く間に血液細
胞は沈降して、丁度写像平面の走査地点２５に、つまり
ベルト表面に配置が完了するようになっている。 これ
を可能にするには、ベルト２３の運動速度を沈降過程に
合わせて調整する。 血液がベルト２３の横から流れ落
ちないように、側壁２６が設けである。 従ってベルト
表面はＵ字形溝に似た形状になりている。Next, referring to FIG. 3, the belt conveyor will be explained. In this case, the blood is fed into one end of the belt 23, and while the belt 23 moves to the scanning point 25, the blood cells settle and are completely placed at the scanning point 25 in the mapping plane, that is, on the belt surface. It looks like this. To make this possible, the speed of movement of the belt 23 is adjusted to the settling process. Side walls 26 are provided to prevent blood from running down the sides of the belt 23. The belt surface therefore has a shape resembling a U-shaped groove.
本発明の別の望ましい態様では、第４図に示すように写
像平面が透明な板２７で作られている。 この場合走査
装置の構成は、光線６１．６２が下から上向きに板２７
に当たるようになっている。 そして板２７の反対側表
面に、透明なプラスチック袋２８またはそれに準じるも
のに入った血液または上述の袋２８に入っており、予備
細胞セレクター５で選別した血液細胞が置かれる。 す
ると光線６１．６２は袋２８またはそれに準じるものの
底に位置する細胞の面に焦点を結ぶ。 この場合、個々
の細胞面で焦点を結ぶところの関連細胞破壊をもたらす
高い出力の光線１０は、袋２８の壁を通過して入って来
る領域内では未だ焦点を結ばない方が有利である。 そ
うすれば出力は低くて袋が破壊や損傷を受けないからで
ある。In another preferred embodiment of the invention, the mapping plane is made of a transparent plate 27, as shown in FIG. In this case, the configuration of the scanning device is such that the beams 61, 62 are directed upwardly from the plate 27.
It is designed to correspond to Then, on the opposite surface of the plate 27, blood contained in a transparent plastic bag 28 or the like, or blood cells contained in the above-mentioned bag 28 and selected by the preliminary cell selector 5 are placed. The light rays 61, 62 are then focused on the surface of the cell located at the bottom of the bag 28 or the like. In this case, it is advantageous if the high-power light beam 10, which focuses on the individual cell plane and causes the associated cell destruction, is not yet focused in the area into which it enters through the wall of the bag 28. This is because the power is low and the bag is not destroyed or damaged.
光線６１．６２も写像平面の一定の地点で焦点を結ばせ
ることができる。 この時血液または血液細胞は、いわ
ゆるフローチャンバーとして公知になっているように、
その地点を通って流れる。The rays 61, 62 can also be focused at a certain point in the mapping plane. The blood or blood cells are then transported in what is known as a so-called flow chamber.
flows through that point.
検出ユニット７は光線６１ ．６２の数に等しいセンサ
ー７１．７２を持つ、これらは細胞から発する蛍光また
は反射散乱する輻射線７３．７４を受信して、ある一定
の蛍光または輻射線を受イエした場合には検知シグナル
７５．７６を作り出す。 細胞から発した蛍光または反
射した輻射線は、走査装置２の光学システムを介して戻
されるが、この場合蛍光シグナルまたは反射光シグナル
７３．７４は好都合にも光線分側装置７７．７８により
光学システムの光線パスからセンサー７１．７２に導か
れる。The detection unit 7 detects the light beam 61. 62 sensors 71.72, which receive fluorescence or reflected and scattered radiation 73.74 emitted by the cells and generate a detection signal 75.74 if a certain number of fluorescence or radiation is received. Create 76. The fluorescence or reflected radiation emitted by the cells is returned via the optical system of the scanning device 2, in which case the fluorescence signal or reflected light signal 73.74 is advantageously transmitted to the optical system by a beam splitting device 77.78. is guided to the sensor 71, 72 from the ray path.
しかし、センサー７１．７２または検出ユニット７を写
像平面２１の横に配置することも考えられる。 この
方式は特に細胞で散乱した輻射線の調査に通している。However, it is also conceivable to arrange the sensors 71 , 72 or the detection unit 7 next to the mapping plane 21 . This method is particularly applicable to the investigation of radiation scattered by cells.
光線の伝達には公知のグラスファイバーを使うこともで
きる。Known glass fibers can also be used for light transmission.
検知シグナル７５または７５．７６は、活性化部３の制
御装置３１に送られる。 この装置は例えば検知シグナ
ルから活性化シグナル３４を作り出すプロセッサー（ｃ
ｐｕユニット）になっている。 センサー７１．７２と
しては、特に光電子増倍管（フォトマルチプライヤ−）
が使われる。 これらの手前にフィルター７９を配置し
て、例えば正確に放出される蛍光の波長だけを通過させ
るようにする。The detection signal 75 or 75.76 is sent to the control device 31 of the activation section 3. This device includes, for example, a processor (c) which generates the activation signal 34 from the sensing signal.
pu unit). As the sensor 71, 72, especially a photomultiplier tube (photomultiplier)
is used. A filter 79 is placed in front of these to allow, for example, only the precisely emitted wavelength of fluorescence to pass through.
活性化シグナル３４は活性化部３の光源３２に送られる
。 これが細胞の破壊または不活性化に適した出力波長
の光線１０を作る。 この光＃＋３２もまたレーザー光
源、特にアルゴンレーザーである。 この光源３２によ
υＶ光線（紫外線）を作ることも可能である。 し
−ザー光源３２の光線１０は、好ましくは光線分割装置
３３を介して走査装置２の光学システムのバスにつなぎ
込む。The activation signal 34 is sent to the light source 32 of the activation section 3. This produces a light beam 10 of an output wavelength suitable for cell destruction or inactivation. This light #+32 is also a laser light source, specifically an argon laser. It is also possible to generate υV light (ultraviolet light) using this light source 32. death
- The light beam 10 of the laser light source 32 is preferably coupled via a beam splitting device 33 to the bus of the optical system of the scanning device 2.
低出力の光源１１と高出力の光源３２の代わりに、単一
の光源１５を取付けることもできる。 これは通常細胞
に無害な低出力の光線１４を作る。Instead of the low-power light source 11 and the high-power light source 32, a single light source 15 can also be installed. This produces a low power beam 14 which is normally harmless to the cells.
この場合には、この光線１４の出力は活性化シグナルが
存在するとＣＰＵユニット３１により短時間だけ細胞の
破壊または不活性化に充分な増幅が行われる。 例えば
、約３０〜４０ｎＳｅＣに相当する設定時間が過ぎると
、レーザー光線１４のエネルギーは低レベルまで下り、
走査過程が断続される。In this case, the output of this light beam 14 is amplified by the CPU unit 31 for a short period of time in the presence of an activation signal, sufficient to destroy or inactivate the cells. For example, after a set time period corresponding to approximately 30-40 nSeC, the energy of the laser beam 14 decreases to a low level;
The scanning process is interrupted.
例えば、レーザ光源１４としては、いわゆるアコ−スト
−オプティック−キャビティーダンピングタイプの光源
が使われる。 これは活性化シグナルが存在すると立上
り時間７ｎｓｅｃで３６ｎｓｅｃの高エネルギーパルス
を発生し得る。For example, as the laser light source 14, a so-called acoustic-optic-cavity damping type light source is used. It can generate a 36 nsec high energy pulse with a 7 nsec rise time in the presence of an activation signal.
次に、写像平面２１における光線またはレーザー６１．
６２．１０の焦点が大きく偏向した場合でも球面収差の
補正ができる方法について説明する。Next, a beam or laser 61 . in the mapping plane 21 .
A method for correcting spherical aberration even when the focal point of 62.10 is largely deflected will be described.
この問題を解決する新規な考え方は、円板上で回転する
対物レンズを使用することである。A novel idea to solve this problem is to use an objective lens that rotates on a disk.
このレンズは方向転換鏡２７’ 、２８’の運動また電
気光学的デフレクタ−の操作と連動している。 第５図
にこの種の配置を示す。 対物レンズを偏心的に支持し
ている円板８１を回転させ、方向転換鏡２７’ 、２８
’ または電気光学的デフレクタ−を駆動させて、走査
装置２の光学システムを通って導かれた光線６１．６２
．１０が常に設定した時間だけ対物レンズ８３の回転に
確実に追従する仕組になっている。 この回転により円
が描かれてるので、Ｘ−Ｙ座漂内での偏向が必要になる
。 そこで写像平面２１には焦点の偏向線８４が円形に
生成される。 もう１つの方向（Ｙ方向）の走査は、写
像平面２１を偏向線８４に対して矢印８０方向に８動さ
せることにより行われる。This lens is linked to the movement of the deflection mirrors 27', 28' and to the operation of the electro-optic deflector. FIG. 5 shows this type of arrangement. By rotating the disk 81 that eccentrically supports the objective lens, the direction changing mirrors 27', 28
'or the light beam 61,62 directed through the optical system of the scanning device 2 by driving an electro-optical deflector.
．． 10 always reliably follows the rotation of the objective lens 83 for a set period of time. Since a circle is drawn by this rotation, a deflection within the X-Y seat is required. Therefore, a focal deflection line 84 is generated in a circular shape on the mapping plane 21. Scanning in the other direction (Y direction) is performed by moving the mapping plane 21 eight times in the direction of arrow 80 with respect to the deflection line 84.
これは例えば前述のベルトコンベヤ２２を使うと可能で
ある。This is possible, for example, by using the belt conveyor 22 mentioned above.
この場合、回転円板８１の直径上に中心から等間隔に２
個の対物レンズ８３．８３′を配置する実施方向が特に
望ましい。 それにより、円板８１と方向転換！２７′
、２８′または電気光学的デフレクタ−が適切に連動す
る時には、初期位置Ａに戻った光線６１．６２．１０に
最終位置Ｅまで追従するために対物レンズ８３または８
３′が常に正しくこれらの光線内で回転する。 破線８
６は最終位置Ｅから初期位置Ａまでの光線の戻りを示す
。In this case, two
Particularly preferred is an implementation direction in which objective lenses 83, 83' are arranged. As a result, the direction changes to disk 81! 27'
, 28' or the electro-optic deflector, the objective lens 83 or 8 is used to follow the ray 61, 62, 10 returned to the initial position A to the final position E.
3' always rotates correctly within these rays. dashed line 8
6 shows the return of the ray from the final position E to the initial position A.
対物レンズ８３．８３′を付けた回転円板の代わりに、
第６図に示すように矢印８９の方向に直線的往復運動を
する揺動板８８の上に対物レンズ８７を取付けることも
考えられる。 この場合には単に１個の方向転換鏡また
は１個の電気光学的デフレクタ−が必要になるたけであ
る。 そしてこれらが板８８の運動と四則連動するので
、光線は常に対物レンズ８７を通過して入射する。 そ
うすると写像平面２１に直線的方向転換線８０′が生じ
る。Instead of a rotating disk with an objective lens 83.83',
It is also conceivable to mount the objective lens 87 on a rocking plate 88 that linearly reciprocates in the direction of an arrow 89, as shown in FIG. In this case only one deflection mirror or one electro-optic deflector is required. Since these are linked in four ways with the movement of the plate 88, the light beam always passes through the objective lens 87 and enters. A linear turning line 80' then occurs in the mapping plane 21.
この回転円板の利点は、高い絞り（アパーチャー）を持
つ対物レンズを使用することが可能で、それにより高い
感度が得られる点である。The advantage of this rotating disk is that it is possible to use an objective lens with a high diaphragm (aperture), resulting in high sensitivity.
さらに、光線パスの球面収差を補正するために公知のダ
イナミックレンズを配置することも考えられる。 これ
は焦点が写像面上に結ばれていないことを示すシグナル
に応じて光線方向の平行運動が可能である。 このよ
うにして、焦点が常に正しく写像面２１上にあるように
ダイナミックレンズ９１は自動的に調整される。Furthermore, it is also conceivable to arrange a known dynamic lens to correct spherical aberration of the light ray path. This allows for parallel movement in the direction of the beam in response to a signal indicating that the focus is not on the mapping plane. In this way, the dynamic lens 91 is automatically adjusted so that the focal point is always correctly located on the image plane 21.
この種のダイナミックレンズは、例えばＣＤレコードプ
レイヤーに取付けられて公知になっている。 このよう
なレンズの配置は第２図から明らかである。This type of dynamic lens is well known and is attached to, for example, a CD record player. Such a lens arrangement is clear from FIG.
回転円板８１の代わりに光線バス内の写像平面２１の手
前にいわゆる平面視野レンズ（Ｆ−θ−レンズ）を取付
けることもできる。 このレンズの特性は、方向修正
した焦点が常に写像平面２１上にあることを保証するよ
うな形で、Ｘおよび／またはＹ修正方向で変化する。Instead of the rotating disk 81, a so-called plane field lens (F-theta lens) can also be installed in front of the mapping plane 21 in the beam bus. The properties of this lens vary in the X and/or Y correction direction in such a way as to ensure that the corrected focal point is always on the mapping plane 21.
第２図にこの種の平面視野レンズを略図で示し、９２の
数字を付けている。A planar field lens of this type is shown schematically in FIG. 2 and is numbered 92.
先述のレーザー光源１０の代わりに街槃波発生源を使用
することもできる。 その外には、適切な波長とエネル
ギーを持つ光が光線１０として当たると、細胞内の毒を
開放する感光性物質で一定の細胞をマークすることもで
ざる。Instead of the laser light source 10 described above, a street wave generation source can also be used. In addition, certain cells may be marked with a photosensitive material that releases toxins within the cells when light with the appropriate wavelength and energy falls on it as a beam 10.
血液細胞で反射または散乱する光を検出評価する場合に
は、画像または特殊な光学的に認識可能な特徴を記録し
、一定の破壊すべき血液細胞を識別するところの前置て
記憶していた画像または光学的特徴と比較することがで
きる。When evaluating the detection of light reflected or scattered by blood cells, images or special optically recognizable features are recorded and memorized in advance to identify certain blood cells to be destroyed. It can be compared to images or optical features.
これらのデータが一致すれば、丁度存在する血液細胞の
破壊が活性化シグナルの発生を通じて開始される。If these data match, destruction of the blood cells just present is initiated through the generation of an activation signal.
以下に述べるのは、例として考えられるエイズの治療で
ある。The following is a possible treatment for AIDS as an example.
ＨＴＬＶ−Ｉ Ｉ Ｉヴイルスに襲われたＴ４リンパ球
は（イナターレンシンＩと光源による活性化よりヴイル
スたん白をＴ４−細胞膜に取組む。 従って、感染した
細胞をヴイルスたん白に対する蛍光マークした抗体によ
り識別することが考えられる。T4 lymphocytes attacked by the HTLV-I virus (by activation with inatarensin I and a light source engage viral proteins to the T4-cell membrane. Therefore, infected cells are exposed to fluorescently marked antibodies against viral proteins). It is possible to identify.
この場合例えば１μ塁あたり８０００の白血球を含む５
ｆｌの血液を治療すると仮定する。In this case, for example, 5 cells containing 8,000 leukocytes per μ base
Suppose we are treating the blood of fl.
これはつまり５ｊ２の血１夜中には５Ｘ１０８Ｘ８００
０＝４ｘｌＯ′。の白血球が含まれることである。 さ
らに、その内の５０％つまり、２ｘ １ （） Ｉ Ｏ
のリンパ球、さらに５０％つまりｌＸ１０Ｉ０のＴ−リ
ンパ球が含まれると考えられる。 これらの血液細胞は
約１０μｍの直径を持つ。 このことは、選択的細胞破
壊に使用するレーザー光線１０の焦点は約１０μｍの直
径を持つべきであるということを意味する。 この焦点
の大きさは容易に実現可能である１０１０個の細胞が密
に隣接し合って存在すると仮定すればおよ＋１０”ｘ
１ ｏｘ １０−’ｘ １０ｘ１０−’＝１ｍ’の面積
を占める。 各細胞を選択的に１０，０００秒以内、つ
まり約２．７時間内で照射すべぎである。 これは１０
１０細胞／１０４すなわち１０６ヘルツの周波数に相当
する。 従って１個の血液細胞の走査には１μｓｅｃの
時間が使われることになるが、これは技術的に可能であ
る。This means that 5j2's blood is 5x108x800 in one night.
0=4xlO'. of white blood cells. Furthermore, 50% of it, that is, 2x 1 () I O
lymphocytes and an additional 50% or 1×10 I0 T-lymphocytes. These blood cells have a diameter of approximately 10 μm. This means that the focus of the laser beam 10 used for selective cell destruction should have a diameter of approximately 10 μm. The size of this focus is easily achievable, assuming that 1010 cells exist in close proximity to each other, approximately +10”x
It occupies an area of 1 ox 10-'x 10x10-'=1 m'. Each cell should be selectively irradiated within 10,000 seconds, or about 2.7 hours. This is 10
This corresponds to a frequency of 10 cells/104 or 106 hertz. Therefore, 1 μsec is required to scan one blood cell, which is technically possible.
走査の最中に、細胞は図示していない恒温装置により例
えば４℃に冷却することができる。During scanning, the cells can be cooled to, for example, 4° C. by a thermostat (not shown).
これにより蛍光が安定化する。This stabilizes the fluorescence.
〈発明の効果〉
本発明の主な利点は、一定の病型または問題点に応じて
、病型にマイナスに作用するかまたはその原因になる一
定の細胞、特に血液細胞を選択的に死滅させることによ
り、°病状の改善または治癒を達成することが初めて可
能になったという点にある。 特に、これは一種の血液
洗浄法として次のように行われる。 すなわち、血液を
患者の体から分岐して抜ぎ取り、本発明の装置に供給す
る。 この装置内では、例えば、リンパ球群から成ると
ころの病気の原因となっているかまたは病気に影響を及
ぼしている血液細胞が選択的に破壊される。 そしてそ
の後で血液は再び患者の血液循環系に送り込まれる。
これらの血液細胞が破壊されることにより、病状は快方
に向うか治癒する。 特に、本発明の装置を使うことに
より、白血病、移植の場合の拒否反応現象、エイズおよ
び自己免疫性発病のような病気も初めて完全に治癒する
と考えられる。<Effects of the Invention> The main advantage of the present invention is that, depending on a certain disease type or problem, it selectively kills certain cells, particularly blood cells, that negatively affect or cause the disease type. This means that for the first time, it has become possible to achieve improvement or cure of a medical condition. In particular, this is done as a kind of blood washing method as follows. That is, blood is diverted from the patient's body and supplied to the device of the invention. In this device, disease-causing or disease-influencing blood cells, for example consisting of lymphocyte populations, are selectively destroyed. The blood is then pumped back into the patient's blood circulatory system.
By destroying these blood cells, the condition improves or is cured. In particular, it is believed that by using the device of the invention, diseases such as leukemia, transplant rejection phenomena, AIDS and autoimmune pathologies can be completely cured for the first time.
また、本発明の装置は次の利点を持つ。 すなわち、例
えば、化学療法の場合に見られるような副作用に基き患
者の健康を危険に陥しいれることなく、上記の病型を治
癒できる。Furthermore, the device of the present invention has the following advantages. This means that the above-mentioned disease types can be cured without endangering the health of the patient due to side effects, as is the case with chemotherapy, for example.
本発明は、種々の病型を同一の装置だけを使用して治療
できるという利点があり、この場合単に冶僚すべき病気
に応じて、個々の血液細胞の特性を利用することと、種
々の抗体ＲＮＡゾンデまたは他のマーキング物質を使う
ことが要求されるだけである。The present invention has the advantage that different disease types can be treated using only one and the same device, in which case it is possible to treat different disease types simply by exploiting the characteristics of individual blood cells and by using different It is only required to use antibody RNA probes or other marking materials.
本装置は、好都合にも統計的に停滞している血液でも流
動している血液でも使用できる。The device can advantageously be used with statistically stagnant or flowing blood.
さらに、本装置を使って細胞サスペンションを大量に処
理することも考えられる。Furthermore, it is also conceivable to use this device to process cell suspensions in large quantities.
本発明はバイオ技術的に使用可能な細胞サスペンション
の洗浄に通している。 それに加えて、本発明の利点と
して、細胞の染色体分析法的分離の領域でも使用できる
。The present invention is directed to the cleaning of biotechnically usable cell suspensions. In addition, an advantage of the present invention is that it can also be used in the area of chromosomal separation of cells.
もう１つの利点は、本発明の装置が主として市販されて
いるコンポーネントから製作できることである。Another advantage is that the device of the invention can be fabricated primarily from commercially available components.
第１図は、本発明の細胞の選択的破壊装置の機能を解説
するブロックダイヤグラムである。
第２図は、本発明の細胞の選択的破壊装置の好ましい実
施態様を示すブロックダイヤグラムである。
第３図および第４図は、本発明の細胞の選択的破壊装置
の他の実施態様を示す線図的断面図である。
第５図および第６図は、本発明の細胞の選択的破壊装置
の他の実施態様を示す斜視図である。
符号の説明
１・・・分析部、 ２・・・走査装置、３・・
・活性化部、 ４・・・細胞供給装置、５・・・
細胞セレクター、 ６・・・光線、７・・・検出ユニ
ット、 ８・・・蛍光（輻射線）、９・・・検知シグ
ナル、 １０・・・光線、１１．１２・・・光源、
１１′・・・血液循環系、１２′、１３・・・通
路、 １４・・・光線、１５・・・光源、
２１・・・写像平面、２２・・・ベルトコンベア、２
３・・・ベルト、２４・・・貯蔵容器、 ２５・
・・走査地点、２６・・・側壁、 ２７・・
・板、２７’ 、２Ｂ’・・・方向転換鏡、
２８・・・袋、
３１・・・制御装置（ｃｐｕユニット）、３２・・・光
源、 ３３・・・光線分割装置、３４・・・
活性化シグナル、
６１．６２・・・光線、
７１．７２・・・センサー、
７３．７４・・・輻射線（蛍光シグナル）、７５．７６
・・・検知シグナル、
７７．７８・・・光線分割装置、
７９・・・フィルター、 ８０・・・矢印、８０′
・・・方向変換線、 ８１・・・円板、８３．８３′・
・・対物レンズ、
８４・・・偏向線、 ８６・・・破線、８７・
・・対物レンズ、 ８８・・・揺動板、９１・・・
ダイナミックレンズ、
９２・・・平面視野レンズ（ｆθレンズ）昭和６３年
７月２０日
特許庁長官 吉 １）文 毅 殿
１、事件の表示
昭和６３年特許願第６３０４５号
２、発明の名称
細胞の選択的破壊装置
３、補正をする者
事件との関係 特許出願人
氏 名 ミカエル クララツアー国 籍
ドイツ連邦共和国
４、代理人 〒１０１電話８６４−４４９８住 所
東京都千代田区岩本町３丁目２番２号５、補正命令の
日付
昭和６３年 ６月２８日 （発進口）
６、補正の対象
委任状および訳文ならびに図面FIG. 1 is a block diagram explaining the functions of the cell selective destruction device of the present invention. FIG. 2 is a block diagram showing a preferred embodiment of the cell selective destruction device of the present invention. FIGS. 3 and 4 are diagrammatic cross-sectional views showing other embodiments of the cell selective destruction device of the present invention. FIGS. 5 and 6 are perspective views showing other embodiments of the cell selective destruction device of the present invention. Explanation of symbols 1...Analysis section, 2...Scanning device, 3...
・Activation part, 4... Cell supply device, 5...
Cell selector, 6... Light ray, 7... Detection unit, 8... Fluorescence (radiation), 9... Detection signal, 10... Light ray, 11.12... Light source,
11'...Blood circulation system, 12', 13...Passway, 14...Light ray, 15...Light source,
21... Mapping plane, 22... Belt conveyor, 2
3...Belt, 24...Storage container, 25.
...Scanning point, 26...Side wall, 27...
- Plate, 27', 2B'...Direction changing mirror, 28...Bag, 31...Control device (CPU unit), 32...Light source, 33...Light beam splitter, 34...
Activation signal, 61.62...Light ray, 71.72...Sensor, 73.74...Radiation (fluorescence signal), 75.76
...Detection signal, 77.78...Light beam splitter, 79...Filter, 80...Arrow, 80'
...direction change line, 81...disk, 83.83'・
...Objective lens, 84... Deflection line, 86... Broken line, 87...
...Objective lens, 88...Swing plate, 91...
Dynamic lens, 92...Plane field of view lens (fθ lens) 1986
July 20th Director General of the Japan Patent Office Yoshi 1) Takeshi Moon 1, Indication of the case Patent Application No. 63045 of 1988 2, Name of the invention Cell selective destruction device 3, Person making the amendment Relationship with the case Patent applicant Name Michael Clara Tour Nationality
Federal Republic of Germany 4, Agent 101 Telephone 864-4498 Address
3-2-2-5 Iwamoto-cho, Chiyoda-ku, Tokyo Date of amendment order June 28, 1988 (Start gate) 6. Power of attorney subject to amendment, translation, and drawings
Claims (1)
発生するところの細胞には無害な出力を持つ光線（６１
、６２）により順次照射を受け、その際照射により一定
の細胞から放出される輻射線が検出ユニット（７）によ
り検知されるような細胞を選択的に破壊または不活性化
する装置であって、前記検出ユニット（７）は少なくと
も１個のセンサー（７１、７２）を持ち、それがある一
定の細胞から反射および／または散乱および／または放
出および／または伝達される輻射線を探知し、予め決め
られた輻射線または蛍光を探知した場合には、検知シグ
ナル（７５、７６）を発生するものであり、 また、該検知シグナル（７５、７６）が存在すれば、細
胞の破壊または不活性化に適した出力と波長を持つ別の
光線（１０）を発するもう１つ別の光源（３２）が連結
され、 さらに、また、この別の光線が走査装置（２）の光学シ
ステムを通過して、細胞が存在している写像平面（２１
）上に投射されることを特徴とする請求項１に記載の細
胞の選択的破壊装置。 ２、前記光源（１１、１２）としてレーザー光源が取付
けられていることを特徴とする請求項１に記載の細胞の
選択的破壊装置。 ３、前記別の光源として、レーザー光源が取付けられて
いることを特徴とする請求項１に記載の細胞の選択的破
壊装置。 ４、前記光源と別の光源が単一の光源（１５）から成り
、細胞にとって無害な低出力の光線（１４）が、検知シ
グナル（７５、７６）が発生した場合には細胞にとって
有害な高出力に切替えられるようになっていることを特
徴とする請求項１に記載の細胞の選択的破壊装置。 ５、単一光源（１５）がレーザー光源であることを特徴
とする請求項４に記載の細胞の選択的破壊装置。 ６、前記レーザー光源としてアルゴンレーザー光源を取
付けてあることを特徴とする請求項２ないし５のいずれ
かに記載の細胞の選択的破壊装置。 ７、前記走査装置（２）の光学システムが、光線（６１
、６２）および別の光線（１０）または共通光源（１５
）からの光線（１４）をデカルト座標系の（Ｘ、Ｙ）方
向に方向転換するところの方向転換鏡（２７′、２８′
）あるいは電気光学的またはホログラフィ式のデフレク
ターを持っていることを特徴とする請求項１ないし６の
いずれかに記載の細胞の選択的破壊装置。 ８、前記走査装置（２）の光学システムが、光線（６１
、６２）および別の光線（１０）または共通の光源（１
５）からの光線（１４）を、第一の方向に方向転換する
方向転換鏡あるいは電気光学的またはホログラフィ式の
デフレクターを持ち、写像平面（２１）が第二の方向に
動き得ることを特徴とする請求項１ないし６のいずれか
に記載の細胞の選択的破壊装置。 ９、前記走査装置（２）の光学システムが、方向転換鏡
（２７′、２８′）またはデフレクターの手前に球面収
差を補正するためにダイナミックレンズ（９１）を持つ
ことを特徴とする請求項７または８に記載の細胞の選択
的破壊装置。 １０、前記走査装置（２）の光学システムが、球面収差
を補正するために、写像平面（２１）と方向転換鏡また
はデフレクターとの間に平面視野レンズ（９２）を持つ
ことを特徴とする請求項７または８に記載の細胞の選択
的破壊装置。 １１、前記走査装置（２）の光学システムが光線を写像
平面（２１）の一点に投射し、写像平面（２１）が一方
向に動き得ることを特徴とする請求項１ないし６のいず
れかに記載の細胞の選択的破壊装置。 １２、前記写像平面（２１）が、細胞を載せた容器（２
８）の内側底面に相当し、その底面が静止板（２７）上
に配置されるかまたは板が容器内に組込まれていること
を特徴とする請求項１ないし１１のいずれかに記載の細
胞の選択的破壊装置。 １３、前記容器（２８）としてプラスチック製の袋また
はそれに準するものが使われていることを特徴とする請
求項１２に記載の細胞の選択的破壊装置。 １４、少なくとも前記容器（２８）の底面と板（２７）
が透明な材料から成り、光線（６１、６２）および別の
光線（１０）または単一光源（１５）からの光線（１４
）が、容器（２８）の底面と向い合っている板（２７）
の面から照射されることを特徴とする請求項１２または
１３に記載の細胞の選択的破壊装置。 １５、前記写像平面（２１）が、少なくともベルトコン
ベア（２２）のベルト（２３）の表面の一部を形成して
いることを特徴とする請求項１ないし１０のいずれかに
記載の細胞の選択的破壊装置。 １６、前記ベルトコンベア（２２）の傍に、細胞をベル
ト（２３）の表面に供給する貯蔵容器（２４）を取付け
てあることを特徴とする請求項１に記載の細胞の選択的
破壊装置。１７、前記ベルト（２３）が透明な材料から
成り、検出ユニット（７）が写像平面（２１）に向い合
ったベルト（２３）側に配置されていることを特徴とす
る請求項１５または１６に記載の細胞の選択的破壊装置
。 １８、前記ベルト（２３）の側面に立ち上がっている側
壁（２６）が取付けてあり、それによって貯蔵容器（２
４）から細胞が送り込まれるための通路が形成され、細
胞はその通路内で貯蔵容器（２４）と、光線（６１、６
２）、別の光線（１０）または単一光源（１５）からの
光線（１４）がベルト（２３）面に当ることになってい
るところの容器と距離をおいて設けた地点（２５）との
間で沈降して、ベルト（２３）の送り速度を適切に選ぶ
ことにより、細胞が写像平面（２１）の該地点（２５）
に良い状態で到達することを特徴とする請求項１５ない
し１７のいずれかに記載の細胞の選択的破壊装置。 １９、前記検出ユニット（７）が少なくとも一個のセン
サー（７１、７２）を持ち、これが細胞で反射または散
乱、または伝達される一定の輻射線、あるいは細胞から
発射される一定の蛍光および時としてその分極度を検知
して、検知シグナル（７５、７６）を発生させることを
特徴とする請求項１ないし１８のいずれかに記載の細胞
の選択的破壊装置。 ２０、前記センサー（７１、７２）に供給される輻射線
または蛍光（７８）が、走査装置（２）の光学システム
の輻射線から連結を外されることを特徴とする請求項１
９に記載の細胞の選択的破壊装置。 ２１、前記センサー（７１、７２）として、一定の輻射
線または一定の蛍光だけを通過させるフィルター（７９
）を手前に連結してあるところの光電子増倍管を取付け
ることを特徴とする請求項１９または２０に記載の細胞
の選択的破壊装置。 ２２、前記活性部（３）が一個の制御装置 （３１）を持ち、この制御装置が検知シグナル（７５、
７６）から、別の光源（３２）を短時間スイッチオンす
るか、または単一の光源（１５）を低出力から高出力に
切替えるところの活性化シグナル（３４）を作り出すこ
とを特徴とする請求項１ないし２１のいずれかに記載の
細胞の選択的破壊装置。 ２３、前記写像平面（２１）に、患者の血液循環系（１
１′）から採った血液細胞を細胞供給装置（４）を通し
て送り込むことを特徴とする請求項１ないし２２のいず
れかに記載の細胞の選択的破壊装置。 ２４、前記細胞供給装置（４）の手前に予備細胞セレク
ター（５）が連結されており、この予備細胞セレクター
が血液細胞を分別して、一定の病型の原因になる細胞を
特に含んでいる細胞グループに属する血液細胞を細胞供
給装置（４）に送り込むこと、およびこのグループの細
胞を写像平面（２１）の後ろから（通路１３）、またグ
ループに属さない細胞を予備細胞セレクター（５）の後
ろから（通路１２′）、血液循環系（１１′）に再び戻
すことを特徴とする請求項２３に記載の細胞の選択的破
壊装置。 ２５、前記ある一定の病型の原因になっている当該細胞
の選択が、蛍光性抗体、ＤＮＡゾンデ、ＲＮＡゾンデま
たは他のマーキング手段により行われることを特徴とす
る請求項１ないし２４のいずれかに記載の細胞の選択的
破壊装置。 ２６、前記細胞が、細胞供給装置（４）を通って必要な
媒質を使って送り込まれることを特徴とする請求項１１
ないし２５のいずれかに記載の細胞の選択的破壊装置。 ２７、前記写像平面（２１）の手前の光学システムが少
なくとも回転可能な対物レンズ（８３）を持ち、このレ
ンズが回転可能な円板（８１）に偏心的に固定されてい
ること、および光線（６１、６２）と別の光線（１０）
または共通光源（１５）からの光線（１４）が第一と第
二の方向転換鏡（２７′、２８′）の揺動またはデフレ
クターの駆動および円板（８１）の回転数の周期連動に
より、常に対物レンズ（８３）に当るようにすることを
特徴とする請求項１ないし２６のいずれかに記載の細胞
の選択的破壊装置。 ２８、前記円板（８１）が２個の対物レンズ（８３、８
３′）を持ち、これらが円板（８１）の直径に沿って回
転軸から等距離に配置されていること、および光線（６
１、６２）と別の光線（１０）および共通光源（１５）
からの光線（１４）が、円板が半回転する間次々に対物
レンズ（８３、８３′）に追従することを特徴とする請
求項２７に記載の細胞の選択的破壊装置。 ２９、前記写像平面（２１）の手前にある光学システム
が対物レンズ（８７）を付けた振動板（８８）を持ち、
振動板（８８）がある方向（８９）に振動できること、
および光線（６１、６２）と別の光線（１０）および共
通光源（１５）からの光線が、振動板（８８）の振動と
方向変換鏡の振動またはデフレクターの駆動を周期連動
させることにより、常に振動板上の対物レンズ（８７）
に当ることを特徴とする請求項１ないし２６のいずれか
に記載の細胞の選択的破壊装置。 ３０、光学システムが光線伝達用のグラスファイバーを
持っていることを特徴とする請求項１ないし２９のいず
れかに記載の細胞の選択的破壊装置。 ３１、光線（６１、６２）と別の光線（１０）が時間的
空間的に分かれて細胞を検知し、破壊または不活性化す
ることを特徴とする請求項１ないし３０のいずれかに記
載の細胞の選択的破壊装置。[Scope of Claims] 1. A light beam (61, 12) having an output harmless to the cell is generated from at least one light source (11, 12).
, 62), and the radiation emitted from certain cells by the irradiation is detected by a detection unit (7). Said detection unit (7) has at least one sensor (71, 72) that detects radiation reflected and/or scattered and/or emitted and/or transmitted from certain cells and If the radiation or fluorescence detected by the cell is detected, it will generate a detection signal (75, 76), and if the detection signal (75, 76) is present, it will cause cell destruction or inactivation. Another light source (32) is coupled which emits a further light beam (10) with suitable power and wavelength, and this further light beam also passes through the optical system of the scanning device (2). The mapping plane where cells exist (21
2. The device for selectively destroying cells according to claim 1, wherein the device is projected onto a cell surface. 2. The cell selective destruction device according to claim 1, wherein a laser light source is attached as the light source (11, 12). 3. The cell selective destruction device according to claim 1, wherein a laser light source is attached as the other light source. 4. The light source and another light source consist of a single light source (15), which emits a low-power light beam (14) that is harmless to the cells, but a high-power light beam (14) that is harmful to the cells when a detection signal (75, 76) is generated. The device for selectively destroying cells according to claim 1, wherein the device is configured to be able to switch to an output. 5. The cell selective destruction device according to claim 4, wherein the single light source (15) is a laser light source. 6. The cell selective destruction device according to any one of claims 2 to 5, wherein an argon laser light source is installed as the laser light source. 7. The optical system of the scanning device (2) is configured to transmit a beam of light (61
, 62) and another ray (10) or a common light source (15
) to change the direction of the light beam (14) in the (X, Y) direction of the Cartesian coordinate system (27', 28')
7. The cell selective destruction device according to claim 1, further comprising an electro-optical or holographic deflector. 8. The optical system of the scanning device (2) is configured to transmit a beam of light (61
, 62) and another ray (10) or a common light source (1
5) has a deflection mirror or an electro-optical or holographic deflector for redirecting the light beam (14) from 5) in a first direction, and the mapping plane (21) is movable in a second direction. The device for selectively destroying cells according to any one of claims 1 to 6. 9. The optical system of the scanning device (2) has a dynamic lens (91) in front of the direction changing mirror (27', 28') or deflector for correcting spherical aberration. or 8. The cell selective destruction device according to 8. 10. Claim characterized in that the optical system of the scanning device (2) has a plane field lens (92) between the mapping plane (21) and the deflector or deflector to correct spherical aberrations. Item 8. The device for selectively destroying cells according to item 7 or 8. 11. According to any one of claims 1 to 6, characterized in that the optical system of the scanning device (2) projects a light beam onto a point on a mapping plane (21), the mapping plane (21) being able to move in one direction. The device for selectively destroying cells as described. 12. The mapping plane (21) is connected to the container (2) containing the cells.
12. Cell according to any one of claims 1 to 11, characterized in that the bottom surface corresponds to the inner bottom surface of 8) and that the bottom surface is arranged on a stationary plate (27) or that the plate is integrated into the container. selective destruction device. 13. The cell selective destruction device according to claim 12, wherein a plastic bag or something similar is used as the container (28). 14. At least the bottom surface of the container (28) and the plate (27)
is made of a transparent material, the light beams (61, 62) and the light beam (14) from another light beam (10) or a single light source (15)
) faces the bottom of the container (28) (27)
14. The device for selectively destroying cells according to claim 12 or 13, wherein the cell is irradiated from the surface. 15. Selection of cells according to any one of claims 1 to 10, characterized in that the mapping plane (21) forms at least part of the surface of a belt (23) of a belt conveyor (22). target destruction device. 16. The device for selectively destroying cells according to claim 1, characterized in that a storage container (24) for supplying cells to the surface of the belt (23) is attached next to the belt conveyor (22). 17. According to claim 15 or 16, wherein the belt (23) is made of a transparent material and the detection unit (7) is arranged on the side of the belt (23) facing the mapping plane (21). The device for selectively destroying cells as described. 18. A rising side wall (26) is attached to the side of the belt (23), thereby allowing the storage container (2
A passageway is formed through which the cells are sent from 4), and within the passageway, the cells are exposed to the storage container (24) and the light beams (61, 6).
2) a point (25) provided at a distance from the container where another beam (10) or a beam (14) from a single light source (15) is to impinge on the surface of the belt (23); By suitably choosing the feed rate of the belt (23), the cells settle at that point (25) in the mapping plane (21).
18. The device for selectively destroying cells according to any one of claims 15 to 17, characterized in that the device reaches cells in good condition. 19. Said detection unit (7) has at least one sensor (71, 72) which detects a radiation reflected or scattered or transmitted by a cell, or a fluorescence emitted from a cell and sometimes its The device for selectively destroying cells according to any one of claims 1 to 18, characterized in that the device generates a detection signal (75, 76) by detecting the degree of polarization. 20. Claim 1, characterized in that the radiation or fluorescence (78) supplied to the sensor (71, 72) is decoupled from the radiation of the optical system of the scanning device (2).
9. The device for selectively destroying cells according to 9. 21. The sensor (71, 72) is a filter (79) that allows only certain radiation or certain fluorescence to pass through.
21. The device for selectively destroying cells according to claim 19 or 20, further comprising a photomultiplier tube connected to the front side of the cell. 22, the active part (3) has one control device (31), which controls the detection signal (75,
76), characterized in that an activation signal (34) is produced which briefly switches on another light source (32) or switches a single light source (15) from a low power to a high power. Item 22. The device for selectively destroying cells according to any one of Items 1 to 21. 23, the patient's blood circulatory system (1) is placed on the mapping plane (21).
23. Device for selectively destroying cells according to claim 1, characterized in that the blood cells taken from blood cells 1') are fed through a cell supply device (4). 24. A spare cell selector (5) is connected in front of the cell supply device (4), and this spare cell selector separates blood cells to select cells that particularly contain cells that cause a certain disease type. feeding the blood cells belonging to the group into the cell supply device (4) and the cells of this group from behind the mapping plane (21) (channel 13) and the cells not belonging to the group behind the reserve cell selector (5); 24. Device for the selective destruction of cells according to claim 23, characterized in that the device is adapted for the selective destruction of cells (channel 12') and then returned to the blood circulation system (11'). 25. Any one of claims 1 to 24, wherein the selection of the cells responsible for the certain disease type is carried out using a fluorescent antibody, a DNA probe, an RNA probe, or other marking means. The selective cell destruction device described in . 26. Claim 11, characterized in that the cells are delivered using the necessary medium through a cell supply device (4).
26. The device for selectively destroying cells according to any one of items 25 to 25. 27. The optical system in front of said mapping plane (21) has at least a rotatable objective lens (83), which lens is eccentrically fixed to a rotatable disk (81), and that the light beam ( 61, 62) and another ray (10)
Alternatively, the light beam (14) from the common light source (15) is caused by the swinging of the first and second direction changing mirrors (27', 28') or the driving of the deflector and the periodic interlocking of the rotation speed of the disc (81). The device for selectively destroying cells according to any one of claims 1 to 26, characterized in that the device always hits the objective lens (83). 28, the disk (81) has two objective lenses (83, 8
3') and that they are equidistant from the axis of rotation along the diameter of the disc (81), and that the rays (6
1, 62) with another ray (10) and a common light source (15)
28. Device for selective destruction of cells according to claim 27, characterized in that the light rays (14) from the disk follow the objective lenses (83, 83') one after another during half a revolution of the disk. 29. The optical system in front of the mapping plane (21) has a diaphragm (88) with an objective lens (87) attached;
The diaphragm (88) can vibrate in a certain direction (89);
The light rays (61, 62), another light ray (10), and the light ray from the common light source (15) are always connected by periodically interlocking the vibration of the diaphragm (88) and the vibration of the direction conversion mirror or the drive of the deflector. Objective lens on the diaphragm (87)
27. The device for selectively destroying cells according to any one of claims 1 to 26. 30. The device for selectively destroying cells according to any one of claims 1 to 29, characterized in that the optical system has a glass fiber for transmitting light beams. 31. The light beam (61, 62) and another light beam (10) are separated in time and space to detect cells and destroy or inactivate them. Selective cell destruction device.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63063045A JPH0661360B2 (en) | 1988-03-16 | 1988-03-16 | Device for selective destruction of cells |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63063045A JPH0661360B2 (en) | 1988-03-16 | 1988-03-16 | Device for selective destruction of cells |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01242069A true JPH01242069A (en) | 1989-09-27 |
| JPH0661360B2 JPH0661360B2 (en) | 1994-08-17 |
Family
ID=13217969
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63063045A Expired - Lifetime JPH0661360B2 (en) | 1988-03-16 | 1988-03-16 | Device for selective destruction of cells |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0661360B2 (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH03140166A (en) * | 1989-10-25 | 1991-06-14 | A Resperans Francis | Method and apparatus for strengtening growth of blood vessel and other tissue |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS579813A (en) * | 1980-06-20 | 1982-01-19 | Nippon Fuandorii Service Kk | Graphite spheroidizing agent for molten iron |
-
1988
- 1988-03-16 JP JP63063045A patent/JPH0661360B2/en not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS579813A (en) * | 1980-06-20 | 1982-01-19 | Nippon Fuandorii Service Kk | Graphite spheroidizing agent for molten iron |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH03140166A (en) * | 1989-10-25 | 1991-06-14 | A Resperans Francis | Method and apparatus for strengtening growth of blood vessel and other tissue |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0661360B2 (en) | 1994-08-17 |
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