JPS60195436A - 流れ血球計数装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 発明の分野 本発明は、流れ血球計数装置に関し、更に詳細には移動
する細胞に光線を集光するための改良された光学器械を
具備する細胞等の特性を計測する流れ血球計数装置に関
する。

従来技術とその問題点 流れ血球計数装置は、検討している細胞の１以にの特性
を計測するのに液体流中の細胞または他の粒子の流れに
依存している。例えば、細胞を含む液体試料は、す速く
移動する液体流中の流れ血球計数装置へ向け、各細胞が
感知領域中を１度に実質的に１個ずつ通過するようにし
ている。各細胞が感知領域を通過する際の電気的イン上
０−ダンスの変化が、細胞容積の計測と関連づけられて
いる。同様に、入射光線を感知領域に向けると、そこ全
通過する際に通過する細胞は光のように散乱する。この
散乱光は、細胞の形状、屈折率、不透明度、荒さ等の関
数として役立って来た。更に、入射光線の励起エネルギ
ーを通過した結果として励起された標識細胞によって放
出される蛍光は、特定の標識された細胞の固定用に検出
出来る。流れ血球計数装置では、細胞分析を行なうだけ
でなく、細胞の分類も行なわれる。レーザーは、水銀ア
ーク灯のように流れ血球計数装置の照明入射光線源並び
に不可干渉性光源として用いられて来た。

レーザーで励起した流れ血球計数法では、特にきっちり
と集光したレーザー光線は、通常は光線と共に分析すべ
き細胞等と一致するようになる。

従って、この光線は、細胞によって散乱される尤または
それによって放出される蛍光の結果として分析を行なう
ことが出来る。細胞が通常は垂直な軌道で液体流路中を
ノズル先端から細胞コレクターへ移動する時、通常は実
質的に水平な軌道を移動する集光したレーザー光線を通
過する。蛍光や散乱光の計測用の、時にはマルチチャン
ネルの光学系は、通常は液体流とレーザー光線の両方に
相互に直交している観察軸を有する。レーザー光線が細
胞ｅ−［ると、光学・ぞルスが生じ、その強度と波長の
プロフィルによって細胞を特徴づける。光学パルスは究
極的に数字に変換され、予め選択されたオＲレーター関
数によってコンピューターで処理される。この数字情報
と共にアウトプットデータが通常はオはレータ−に提供
される。パルスはレーザー光線よりも細胞についての強
度情報を提供することが望しいので、集光されたレーザ
ースポットの縦寸法を検討中の通常の細胞より小さくな
るように減少させることが更に望ましい。

更に、・ぐルス分析用の電気的計測系は、時には面積よ
りはパルスの高さとのみ関係している。この場合、レー
ザー光線の縦方向焦点ウェイスト全細胞寸法に近づくウ
ェイストに対して減少させると、それに直接比例して集
められた信号が増加する。一方、レーザー光線の水平方
向の焦点ウェイスト全細胞の直径以下に減少させると、
液体流の精密な水平方向の位置の不確定性が増大するの
で、通常は不都合な結果になる。この場合、当該技術分
野では分解能の低下は変動係数の増加として表わされる
。従って、改良された照明系は、水平光線ウェイストよ
りも実質的に小さな縦光線つエイストヲ有する焦点領域
を備えている。かかる非対称光線形状は、レーザー流れ
血球剤数法では一般的でない。

例えば、流れ血球計数装置に用いられる型の単一モード
連続波レーザーは、ガウス曲線であるビーム強度プロフ
ィル関数を有し、レンズで集光する時、次式 （式中、λはレーザー波長であり、 ｆはレンズ焦点距離であり、 Ｗは未集光レーザー光線の幅であり、 δは回折によって限定される最小焦点ウェイストである
。また ｆｌＪとδは、通常は１／ε２の強度点に寸法をとられ
る。） がビームウニイストラ表わすことはよく理解されている
。

上式から、ビームウェイスト’を減少させるには、レン
ズ焦点距離１ｆ）Ｙｃ減少させるか、未集光レーザー光
線幅（ｗ）を増加または拡大させなければならないこと
が明らかである。勿論、幾何収差がファクターとならな
い程に角度が充分小さい限り、いずれの方法でもよい。

現在では、水平面よりも垂直面の方が小さい集光光線ウ
ニイスｉ生成する最も一般的な方法は、円柱レンズに依
存している。通常は、垂直光線幅が水平光線幅より大き
い楕円光線形状全作ることが出来、次に特定の焦点距離
を有する球状レンズで集光をすることが出来る。あるい
は、非対称の、通常は円柱状集光光学系により、細胞に
集イ；さねた円形入射光線に依存することも知られてい
る。

同様なガウス関係は、この型の集光光学系に関係してい
る。これらの技法の如何なる変法でも液体流中の流動す
る細胞に非対称ス、ｌ！′ットを作るのに用いることが
出来る。

既知の先行技術系のいずｎも、１以にのレー→ノ゛−が
励起光源として同時に用いられる時および１１１記円柱
レンズ集光法の１つに依存する時には、色の問題が起こ
る。柱状レンズのそれぞｎは、付随的にレンズから蹟な
る距離で異なる波長のレーザーを集光する。従って、細
胞の流動液体流がきっちりと集光された領域で第一のレ
ー＝−リ２−全連る場合には、数マイクロ秒後に、一層
大きな実質的に焦点をはずした領域で第二のレーザー光
線を遮り、それに対応して性能も低下する。柱状レンズ
を用いる場合には、この問題を修正するには、適当に変
動する分散の異なるガラスで注意深く設計した２、３個
の複雑な成分レンズ全必要とする。通常は、かかる−組
合わせでは必要な波長領域の一部だけについて適当に色
収差を補正することが出来る。また、個々の柱状成分の
軸は、注意深く調整しなけｔｌげならない。柱状レンズ
全注意深く配置しても、最適性能の光線形状を生じるた
めの細胞間隙で回折限界内に光学収差を保つようにする
のに前記レンズが寄与し得る。

に述の欠陥の結果として、垂直方向のビームウェイスト
が水平方向のビームウェイストより実質的に小さな焦点
領域を生じるには、明らかに流れ血球計数装置の光線形
状を改良する必要がある。

本発明が指向するのは、かかる改良である。

発明の構成 液体流中を流れる細胞等の特性を計測する本発明の流れ
血球計数装置は、液体流路に１度に実質的に１個の細胞
を移動する手段から成っている。

手段は照明のビームを提供する。照明の入射光線の光路
におけるプリズム装置は、光線を少なくとも１方回に拡
大し、拡大光線金泥路中の細胞に向ける。装置は拡大光
線を移動する細胞に集光する。

各移動する細胞に関する光合検出し、検出した光を各細
胞の特性と関連づけをもする手段を具備１７ている。

本発明の好捷しい態様では、ノ°リズム装置は、レーザ
ーによって発生した光線の光路に間呻さねた２個の屈折
プリズムを備えている。こわらのプリズムは、それらの
間に空気間隙を有するように配置され、各プリズムは、
レーザー光線の入射角が実質的にブリュースターの角に
近くなるような大きさの頂角を有する。各プリズムは、
好捷しくけレーザー光線の光路に実質的に直角になるよ
うに配設された出口表面含有する。各プリズムは、細胞
流路の方向に実質的に平行な方向に入射レーザー光線を
拡大する屈折能を有する。液体流路で光線を集光して、
集光領域が水平方向のビームウェイストよりも小さな垂
直方向のビームウェイスＩｆ有するようにする集光レン
ズを備えている。

本発明の原理によれば、現在知られておりしかも用いら
れている柱状集光レンズを用いずに光線が集光される。

プリズム屈折法によれば、プリズム面に入る時に平面で
ある波面は、このプリズム面を離れる時も平面状のま＼
であるから、色収差は除去されるかまたは実質的に減少
する。本発明において、非対称である必要のある唯一の
光学成分は、球状試料集光レンズであり、柱状レンズよ
りも作製が容易である。本発明のプリズム光線拡大器の
その他の利点は、いくつかの場合において、入射角やプ
リズム材料の選定を、多層抗反射コーティング全必要と
せずに分極したレーザー光線の透過効率を非常に高くし
てブリュースターの角に近づけるように選択することが
出来ることである。

もう１つの非常に好都合な特徴は、本発明のプリズム光
線拡大法を流れ血球計数装置を流れる細胞の同時分析に
おいて異なる波長で働くレーザーの如き多光源と共に容
易に甲い得るように出来ることである。装置の光学系の
より大きな作動効率も達成される。

実施例の説明 本発明は多くの異なった形での態様により満足されるが
、本開示は本発明の原理の代表例として考えるべきであ
り且つ本発明を例示した態様に限定することを童図する
ものではないということを理解した上で、本発明の好ま
しい態様を図面に示し、詳細に本文に記載することにす
る。本発明の範囲は、特許請求の範囲などによって評価
される。

図面について説明すると、特に第１図には、流れ血球計
数装置１０の光学および細胞流成分が示される。第１図
の光学および流れ成分は、細胞等の移動する粒子の特性
を評価するための１度に実質的に１個の液体流中の粒子
についての流れ血球装置の主成分を表わす。例えば、第
１図の装置の成分は、ＦＡＣ８５ｙｓｔ、ｅｍｓ　Ｄｉ
ｖ４ｓｉｏｗ　ＢｅｃＬｏｗＤｉｃｋｉｎｓｏｗ　ａｎ
ｄ　Ｃｏｍｐａｎｙ　５ｕｎｎｙｖａｌｅＣａｌｉｆｏ
Ｉｒｎａによって製造販売されているＦ’ＡＣ８（蛍光
活性化細胞分類機）に包含される。Ｆ’ＡＣ８細胞分類
機は、各種研究室での使用において光散乱と蛍光によっ
て細胞数を分析し分離する。本文に更に詳細に記載され
る光学および流れ要素であってＩｉ’ＡＣ８細胞分類機
などの器機に包含される要素にｌｆｆ１え、本発明に関
して有用な細胞分類装置の他の詳細については、米国特
許第３．８２６．３６４号明細書に記載されている。本
発明は、液体媒質試料中の細胞等の同定あるいは定量の
ために散乱光、粒子容積、蛍光または他の光学パラメー
ターを測定する多くの異なる型の流れ血球計数装置に有
用であることが理解される。詳細には、本発明の光学要
素は、前記特許明細書に記載の流れ血球計数装置におけ
る改良の本質を表わす。

第１図に記載の如く、光エネルギーは２個のレーザー１
２およびＪ４によって本血球計数装置に供給される。こ
の記載態様では、流れ血球計数装置１０に２つの光源が
備えられているので、異なる蛍光、散乱光、容積または
他の検出可能な特性を有する多数の異なる型の細胞全検
出し、定量することが可能である。しかしながら、第１
図に示した態様において２個のレーザーを具備すること
は、本文記載の発明の型において１個以上の光エネルギ
ー源と分析要素を用いる代表的な態様として単に好まし
く且つ役立つということが分る。

本発明において、レーザー１２および１４は、コヒーレ
ント元の一次放出とスにクトル範囲において互いに分離
した特定波長を生じるように選択される。本発明に有用
なかかるレーザー１２は、・１８８Ｔｈｍに一次放出を
有するアルゴンイオンレーザ−である。レーザー１４は
、好ましくはレーザー１２とは異なる離れた波長で作動
するように選択される。本発明に用いられるかかるレ−
→Ｐ−１４は、６００ｎｍに一次放出を有するローダミ
ン６−Ｇ染料レーザーである。他のレーザー光線いるこ
とも可能である。

また、本発明はレーザー光線の集光に最もよく用いられ
るが、水銀またはキセノンアーク灯のような非レーザー
光源全レーザー照明の代りに用いてもよい。しかしなが
ら、流れ血球計数装置に離れた波長操作が所望な場合に
は、光照明の選定はレーザーになる。

ｖ　−−＋Ｐ−光線１６および１８は、それぞれレーザ
ー１２および１４から生じる。これらの発生レーザー光
線は、この時点では液体流２０中を流れる細胞に関して
は集光されない。本態様では、レ−→Ｉ”−１２は、未
集光レーザー光線１６が液体流へ直進するように流れ２
０に関して実質的に水平に配置される。一方、未集光レ
ーザ−光線１８は、レーザー光線１６と一致するように
２個の方位プリズム２１および２２へ向けられる。しか
しながら、レーザー光線１６および１８は、細胞の流路
の方向に実質的に交差する軸上を流動する細胞に回って
移動するが、光線１８は転換プリズム２２から出る時に
光線１６に関して下方に垂直に移動する。未集光レーザ
ー光線１６および１８は両方共、本態様では２個のプリ
ズム２５および２６によって表わされるプリズム光線拡
大器２４へ集光しなから回かう。プリズム光線拡大器２
４から出る時、各光線は垂直方向に拡大され、拡大され
たレーザー光線は第１図ではそれぞれ数字２８および２
９で表わされる。拡大されたレーザー光線は、液体流２
０の２つの領域３１および３２中にレーザー光線を集光
する集光レンズ３Ｑｉ通過する。集光領域３１および３
２は、互いに実質的に垂直に変位する。

本発明の流れ血球計数装置内に備えられたノズル３４は
、液体流２０内への細胞の流入を促進する。

この型のノズルの利用は周知であり、例えば米国特許第
３，８２６，３６４号明細書に記載されている。各細胞
が領域３１および３２ヲ通過すると、そねによって散乱
された光は適当な光電検出２Ｓ　３６によって検出して
もよい。同様にレーザ−光線によって励起された細胞に
よ′つて放出される蛍薯４け、蛍光検出器３８および３
９によって検出可能である。流ね自球計数装置が成る特
性を有する細胞を分類Ｉ７、隼めること全目的とする場
合は、充電ゾレ　１・４０ヲ用いて別個の容器４２／Ｚ
、ｂおＪ：びＣに細胞を集めろことが可能である。

次に第２図については、更に詳細なブリズノ・光線拡大
器２４を光学関数と共に図Ｍしたものである。

見易くするために、光線拡大の効果がより明らかに理解
されるように、第２図にはレーザー光線１６の光路だけ
を示している。プリズム２５および９６の両方共、レー
ザーイ、路中に間挿されたはＶ直角三角形の屈折プリズ
ムである。こｉ］らのプリズムは互いに接近して配設さ
れているが、下記において一層明らかになることである
が成る目的で、プリズムの間に空気間隙５０ヲ配置して
いる。各プリズムはその入射角が実質的にブリュースタ
ーの角になるように更に選択される。各プリズムの頂角
は、それぞれ数字５２および５４によって表わされてい
る。

光学分野では周知の如く、ブリュースターの角は、入射
面に平行に偏光された光に対して反射量が最小になる入
射角を表わす。従って、かかる入射角では、はとんどあ
るいは全く反射損失はない。また、ブリュースターの角
は、プリズム材料の関数である。第２図に示されるよう
に、プリズム２５は頂角５２と直角５６との間の面に未
集光レーザー光線１６を投射するように配置されている
。レーザー光線１６は、液体流２０の方向に対して実質
的に横向きの軸６（１−に’ｒ面５５へと進行する。光
が空気からプリズムへなどのように希薄媒質から濃厚な
媒質へと大入射角で通過する時、光線はプリズムの屈折
特性の結果として屈折する。更に、レーザー光線１６が
数字１６（Ｚによって示されるように屈折すると、線幅
の拡大が起こる。拡大された光線１６αは次いで内部反
射面である面５８に当たる。従って、拡大光線１６１１
１は、１６ｂで表わされるように内部反射する。レーザ
ー光線１６ｂも、入射光線１６に関して拡大されている
。この拡大された光線１６ｂｆｌ、ＩＮ　ｌ　１表面５
９ヲ通ってプリズム２５から出てゆくのであゆ、第２図
に示す如く、拡大された光線１６ｈは、出１１表面に実
質的に直交する方向で出［１表面を通過する。好ましく
は、出口表面５９汀、その透過効率を高めるために、抗
反射Ｈ料の層でコーティングｊ７てもよい。拡大された
光線１６ｂがプリズム２５ヲ而過してしまうと、空気間
隙５０に入る。

空気間隙５０から、拡大された光線１６ｈが第二のプリ
ズム２６の表面６２に当たると、この光線は再度希薄媒
質から濃厚媒質へと通過することに＆る。

光線１６ｂは次いで、プリズム２６の内部で出口表面６
４に実質的に直交して出るような方向に屈折する。

プリズム２５におけると同様に、プリズム２６中での光
線１６ｂの屈折は、プリズム２６から出ることによって
非常に拡大された光線を生じるような縦方向に更に拡大
が起こる。プリズム２５および２６は、生成する拡大光
線２８が入射光線の元の軸に平行でしかも一列になるよ
うに斤いに頂角が余角になるように配置されることが指
摘される。プリズム２５および２６の配置によって、レ
ーザー光線１６は、一方向、すなわち、本態様では液体
流２０の方向に実質的に平行な垂直方向に拡大される。

従って、拡大された光線２８は垂直方向に拡大されては
いるが、水平面での光線の元の幅に関しては実質的に一
定のままである。

拡大さｔ−した光線２８は、液体流２０が通過する領域
３１中に光線を集光し得るように集光レンズ３０ヲ通過
する。焦点領域３１は、第３図で点線で示している。δ
ヮで示される垂直ビームウェイストは、δ５で表わされ
る水平ビームウェイストよりも実質的に小さい。こ扛は
、入射レーザー光線の垂直成分だけがプリズムによって
拡大されたという事実による。前記ガウス関係によれば
、未集光レーザー光線の幅の拡大または増加は、未集光
レーザー幅が増加した平面で最小集光ウェイストの減少
′または低下を生じる。領域３１における集光レーザー
光線の楕円形は、通常はδ　は分析する細胞の直径より
小さく、δｈは分析する細胞の直径に等しいか若干大き
いようなものである。この集光レーザー光線の楕円配置
の結果、尤学的信号強度神たげパルス高さは増加し、そ
れによってこの装置の電子工学がより効果的になる。

次に、第４図については、各光線がプリズムを通過する
際の、両し−→戸−光線の軸を示している。

第４図では、２個のレーザー光線の発散特性が一層明ら
かに見られるように拡大特性は図示しなかった。しかし
ながら、各レーザー光線が第２図に記載したと同様にプ
リズム中を通過すると、垂直方向に拡大されることが分
る。

上述の如く、レーザー光線１６の軸６０げ、液体流２０
の方向に実質的に交差する。また、拡大された光線２８
の軸６５ハ、プリズム２５および２６の配置の結果とし
て、軸６０に実質的に平行でしかも一列になっている。

未染光し−→Ｊ１−光線１８の軸は、軸線７０によって
表わされる。第１図に関して」二連の如く、未集光レー
ザー光線１８は、未集光レーザ−光線に対して垂直に変
位している。従って、第４図に示すように、レーザー光
線１８の代表である軸７０は、レーザー光線１６を表わ
す軸６０に関して垂直に変位している。両＋ＩＩｂは、
これらが第一のプリズム２５の表面５５に当たる時、互
いに収束する。光線拡大が起った後、軸６５はレーザー
光線１６の拡大を表わし、軸７５はレーザー光線１８の
軸を表わす。軸６５は液体流２０に関して実質的に水平
のままであり、焦点領域３１で液体流ヲ遮る。一方、軸
７５は、第二のプリズム２６と集光レンズ３０ヲ通過し
た後、軸６５に関して比較的小さな角度で発散する。こ
の角度は、各集光されたレーザー光線の焦点領域３１お
よび３２の間の所望な垂直変位に依存する。本態様では
、第二の集光されたレーザー光線の領域３２は、第一の
集光されたレーザー光線の領域３１から通常は０．２５
朋だけ垂直に変位している。従って、軸７５はプリズム
光線拡大器と集光レンズを出ると、比較的小さな角の垂
直下方軌道に保たれる。それぞれの焦点領域の間の変位
全維持するためには、レンズ３０は第二のレーザー光線
を第一の集光されたレーザー光線とは異なる点で集光さ
せるのを容易にする球状の色消しレンズでもよい。

２個のプリズム全本文の好ましい態様に関連させて記載
してきたが、本発明は２個のプリズムの使用に限定され
るものではない。従って、流ね血球計数装置の光学要素
の構造膜剤に」：つては、１個のプリズムあるいは２個
以上のプリズムを用いてもよい。

プリズムは各種屈折材料で作製可能であるが、溶融石英
（二酸化ケイ素）が選択される材料である。直角三角形
以外の形のプリズムも本発明の範囲にある。

従って、本発明は改良された光学効率で集光されたレー
ザー光線を形成するのに、レーザー光線照明と共に特に
有用な改良された流れ血球計数装置を提供する。本発明
は本来的に色収差がなく、複雑な柱状光学系の必要性も
なく、特殊なコーティングの必要もなしに高効率光学透
過系を股引可能である。

【図面の簡単な説明】

第１図は、細胞等を計測する流れ血球計数装置の光学要
素と光路の好ましい態様の説明図、第２図は、垂直方向
のレーザー光線の拡大を表わす第１図の装置の光学要素
の説明図、第３図は、集光されたレーザー光線の拡大平
面図であって、このレーザー光線を１由って細胞が液体
流中を流れ、垂直ビームウェイストは水平ビームウェイ
ストよりも実質的に小さいものを示しており、第４図は
、液体流中′ｆ：流れる細胞に集光された２本の同時レ
ーザー光線の軸を示す、第１図の流れ血球計数装置の光
学要素の説明図である。 １０：流れ血球計数装置　１２　、１４　：レーザー光
線ｉ　、　１８　：レー−ヂー光線　２０：液体流２１
　、２２　：方位プリズム　２４ニプリズム光線拡大器
２５　、２６　ニプリズム ２８　、２９　：拡大されたレーザー光線３０：集光レ
ンズ　３１　、３２　：領域３４：ノズル　３６：光電
検出器 ３８　、３９：蛍光検出器　４０：充電プレート４２ａ
、ｂ、ｃ：容器　５０：空気間隙Ｆｉ２　、５４　：頂
角　５５：面 ５６：直角　５８二面 ５９：出口表面　６０：軸 ６２ニプリズム表面　ｆｉ４：１ｌｉｌ１表面６５：軸
　７０　：　ｔｉｌｌ線 ７５線軸 ５許出願人　ベクトン・デイツキンソン・アン１−・カ
ンノミニー １゜ 代　理　人　弁理士　湯　浅　−１１，％　三；。 （外５名）

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 （１）　液体流中を流、れる細胞等の特性をＨＩＩｌｌ
   ｌｌする流れ血球計数装置において、 液体流路中において細胞を１回に実質的に１個移動させ
   る手段と、 照明の入射光線全４是供する手段と、 照明光線中に間挿され、しかも光線がプリズム全通過す
   る時少なくとも１方回に光線を拡大する屈折能を有する
   少なくとも１個のプリズムであって、拡大された光線を
   前記流路の方向に対して実質的に横軸にの前記細胞に向
   けるように配置された少なくとも１個のプリズムと、 前記流路の領域中の前記拡大光線を、垂直光線のウェイ
   ストが水平光線のウニイスＩ・より少なくなるように集
   光する手段と、 前記集光された照明の光線を各移動する細胞が通過する
   時、その細胞に関する光を検出する手段前記検出光を前
   記細胞の特性を開側するのにＩＩ＋いる手段とを備えて
   成る装置。 （２）　特許請求の範囲第１項記載の装置であって、前
   記照明光線を提供する手段がコヒーレントカ４源である
   装置。 （３）特許請求の範囲第２項記載の装置であって、前記
   コヒーレント光源がレーザーである装置。 （４）特許請求の範囲第３項記載の装置であって、前記
   プリズムが照明光線に関して角度をとって配置された第
   一の屈折入射面金偏える装置。 （５）特許請求の範囲第４頂記載の装置であって、前記
   角度をとった入射面が照射光線を前記流路の方向に実質
   的に平行な方向に拡大することが出来る装置。 （６）特許請求の範囲第５項記載の装置であって、前記
   プリズムが、前記拡大された光線全反射する内部反射面
   と、該反射された拡大光線が前記プリズムから出てゆく
   出口表面とを備えている装置。 （力　特許請求の範囲第６項記載の装置であって、前記
   Ｌ１着」表面が拡大光線に対して実質的に直角になるよ
   うに配置さｔｌている装置。 １８）特許請求の範囲第１項記載の装置であって、間に
   空気間隙を有し、拡大された照射光線が第二のプリズム
   を吊る時に、入射照明光線に実質的に平行に進むように
   角度をとった入射面を備えている２個の屈折プリズムを
   照明光線中に間挿している装置。 （９）特許請求の範囲第８項記載の装置であって、前記
   ゾリズノ・が直角三角形をしている装置。 （１０）　特許請求の範囲第９項記載の装置であって、
   各プリズムの入射角が実質的にブリュースターの角にな
   っているように前記プリズムの頂角全選択する装置。 （１１）特許請求の範囲第１０項記載の装置であって、
   頂角と直角との間の面が前記光線に投射するように、前
   記照明光線の光路に第一のプリズムを配置（７ている装
   置。 （１３特許請求の範囲第１１項記載の装置であって、〕
   °リズムが二酸化ケイ素で作られている装置。 （１３）特許請求の範囲第３珀Ｉｔｅ　Ｉｆどの装置で
   あって、第二の入射照射光線が前記ノリスノ、から出る
   ｎ′（、少なくとも前記第一の拡大光線と同じ１万回に
   前記第二の光線が拡大するように前記）１１７、ｌ、中
   に向けられた前記第二の光線全１に供し、前記Ｆ−の拡
   大光線に関して成る発散角でｒ＋ｔｌ記ノ″リズノ、か
   ら出るようにする手段ｒ史に具備して成る装置。 （１４）特許請求の範囲第１３項記、ｌｉｌ！の装置で
   あって、第二の拡大光線全前記流路を前記第一の集束光
   線が交差する領域から実質的に垂直方向に移ＱＩ？Ｉ　
   １．た領域の前記流路中の細胞に集光する手段をりｙに
   （Ｊ備して成る装置。 （１５１特許請求の範囲第１４項記載の装置であって、
   前記第一の光線とＭ記第二の光線とを集光する手段が前
   記プリズムと前記流路との間に配置され、た球状色消し
   レンズ゛を具備する装置。 （１６１特許請求の範囲第１項記載の装置であって、尤
   検出用の前記手段が、前記集光された照明光線を通過す
   る細胞によって散乱された＃′、を検出する装置を具備
   して成る装置。 ｎ’ｎ　特許請求の範囲第１項記載の装置であって、毘
   検１１−ｔ　ｍの前記手段が、前記集光された照明光線
   を通過する細胞によって放出される蛍光を検出する装置
   を具備して成る装置。 （１汚　液体流中を流れる細胞等の特性全計測する流ｔ
   ］血球ｕ数装置において、 液体流路中で細胞全１回に実質的に１個移動させる手段
   と、 照明の光線を提供する手段と、 前記光線を少なくとも１方回に拡大し、この拡大された
   光線を前記流路中の前記細胞に向けるための前記照明入
   射光線の光路におけるプリズム手段と、 前記流路の領域中の前記拡大光線を、垂直光線のウェイ
   ストが水平光線のウェイストより少なくなるように集光
   する手段と、 それぞれの移動する細胞について光音検出し、この検出
   した光を前記細胞の特性と関連させる手段とから成る装
   置。 （１Ｇ　液体流中を流れる細胞等の特性を検出する流れ
   血球割数装置に校いて、 液体流路中で、１回に実質的に１個の細胞を移動させる
   手段と、 ２種の異なる波長での未集光照明の光線ｋ　Ｗ供する１
   対のレー崎戸−と、 両レーザー光線の光路中に間挿された２個の直角三角形
   をしたゾリズノ、で、その間に空気間隙を有し、各プリ
   ズムにおける入射角が実質的にブリュースターの角であ
   りしかも前記プリズムの１個の出口表面が前記光線の一
   方の光路Ｖｃ対して実質的に直角になるように前記プリ
   ズムの頂角を選択したもので、前記細胞流路の方向に対
   して実質的に平行な方向に入射レーザー光線を拡大する
   屈折能を有１２、前記拡大光線の一方がその入射レーザ
   ー光線の光路に実質的に平行な光路中でプリズムから出
   るように配置され、前記拡大光線を縦軸に関して成る発
   散角で前記プリズム音用て、前記流路の方向に対して実
   質的に横軸ヒの前記細胞に向けるようにしたプリズムと
   、 前記流路中の第一の領域に前記拡大光線を集尤させ、前
   記第一の領域から実質的に垂直に移動した前記流路中の
   第二の領域に前記第二の拡大光線全集光させ、各集光領
   域が水平光線ウェイストより少ない垂直光線ウニイスト
   ラ有する集光レンズと、 各移動する細胞が前記集光された照明光線を通過する時
   、各移動する細胞に関連する光を検出する手段と、 前記検出された光を前記細胞の特性を計測するのに用い
   る手段とから成る装置。