WO2013147114A1 - イメージングセルソーター - Google Patents

Abstract

　本発明は、細胞を連続濃縮する機能と、引き続き、連続して細胞を流路の特定の領域に連続配置する機能と、画像ベースで１細胞単位でその形状と蛍光の発光を同時認識する機能と、その形状と蛍光の発光の情報に基づいて認識を行って細胞を分離精製する機能を有する細胞濃縮精製装置を提供する。

Description

イメージングセルソーター

　本発明は、細胞回収装置に関する。

　多細胞生物における生体組織は種々細胞が役割を分担して全体として調和の取れた機能を維持している。あるいは、細胞の一部ががん化（ここでは腫瘍も含め、一括してがんと呼ぶことにする）すると、周辺領域と異なる新生物となるが、がん領域とそこから遠く離れた正常組織部分とはある境界を持って必ずしも区切れるものではなく、がん周辺領域も何らかの影響を受けている。したがって、臓器組織における機能を解析するには狭い領域に存在する少数の細胞を短時間のうちになるべく簡単に、かつ損失を最小にして分離して分析する必要がある。

　また、再生医療の分野では、組織の中から臓器幹細胞を分離し、これを再培養して分化誘導し目的の組織、ひいては臓器を再生しようとする試みがなされている。

　細胞を識別したり分離したりしようとすると、何らかの指標に従い区別する必要がある。一般に細胞の区別には、
１）目視による形態学的な細胞分類：例えば尿中に出現する異型細胞検査による膀胱がんや尿道のがんなどの検査や血中の異型細胞分類、組織中における細胞診によるがん検査などをあげることができる。
２）蛍光抗体法による細胞表面抗原（マーカー）染色による細胞分類：一般にＣＤマーカーと呼ばれる細胞表面抗原を、それに特異的な蛍光標識抗体で染色するもので、セルソーターによる細胞分離やフローサイトメーターや組織染色によるがん検査などに用いられている。もちろんこれらは、医療面のみならず、細胞生理研究用や、工業的な細胞利用の上でも多用されている。
３）あるいは、幹細胞の分離に関しては、細胞内に取り込まれる蛍光色素をレポーターとして幹細胞を含む細胞を大まかに分離し、更にその後で実際に培養を行うことで目的の幹細胞を分離する例がある。これは、幹細胞の有効なマーカーがまだ確立されていないので、実際に培養し、分化誘導したもののみを利用することで、実質的に目的細胞を分離しているのである。

　このように培養液中の特定の細胞を分離し回収することは、生物学・医学的な分析においては重要な技術である。細胞の比重の違いで細胞を分離する場合には速度沈降法によって分離することができる。しかし、未感作の細胞と感作した細胞とを見分けるような、細胞の比重の違いがほとんど無い場合には、蛍光抗体で染色した情報あるいは目視の情報を基に細胞を１つ１つ分離する必要がある。

　この技術については、例えば、セルソーターがある。セルソーターは、蛍光染色処理後の細胞を電荷を持たせた液滴中に１細胞単位で単離して滴下し、この液滴中の細胞の蛍光の有無、光散乱量の大小を基に、液滴が落下する過程で、落下方向に対して法平面方向に高電界を任意の方向に印加することで、液滴の落下方向を制御して、下部に置かれた複数の容器に分画して回収する技術である（非特許文献１：Kamarck,M.E., Methods Enzymol. Vol.151, p150-165 (1987)）。

　しかし、この技術は高価であること、装置が大型であること、数千ボルトという高電界が必要であること、一定以上の濃度まで濃縮された試料が多量に必要であること、液滴を作成する段階で細胞に損傷を与える可能性があること、直接試料を観察できないことなどの問題がある。これらの問題を解決するため、近年、マイクロ加工技術を用いて微細な流路を作成し、流路内の層流中を流れる細胞を直接顕微鏡観察しながら分離するセルソーターが開発されている（非特許文献２：Micro Total Analysis, 98, pp.77-80 (Kluwer Academic Publishers, 1998)；非特許文献３：Analytical Chemistry, 70, pp.1909-1915 (1998)）。しかし、このマイクロ加工技術を用いて作成するセルソーターでは観察手段に対する試料分離の応答速度が遅く、実用化するためには、試料に損傷を与えず、かつ、より応答の速い分離処理方法が必要であった。また、利用するサンプル溶液中の細胞濃度も一定以上の濃度に事前に高めることをしないと、希薄な細胞濃度であっては、十分に装置の分離効率を高めることができないという問題点、さらに微量なサンプルの濃縮を別装置で行った場合には、その濃縮液をロスなく回収することが困難であるだけでなく、煩雑な前処理段階において、細胞が汚染されるなどの再生医療等では望ましくない問題が発生することが課題となっていた。

　本発明者らは、このような問題点を解消するため、マイクロ加工技術を活用して、試料の微細構造と試料中の蛍光分布に基づいて試料を分画し、回収する試料に損傷を与えることなく、簡便に細胞試料を分析分離することのできる細胞分析分離装置を開発している（特許文献１：特開２００３－１０７０９９；特許文献２：特開２００４－８５３２３；特許文献３：ＷＯ２００４／１０１７３１）。これらは実験室レベルでは十分に実用的なセルソーターであるが、再生医療のために汎用的に使用するには、液搬送法や回収法、試料調製などの前処理について新たな技術開発が必要である。

　現在、癌組織の検出はMRI (核磁気共鳴画像法)やCT (コンピュータ断層撮影法)の改良によって飛躍的に改善されているが、良性・悪性腫瘍の同定については、バイオプシーによる評価を超える手法は存在していない。悪性腫瘍の問題点として、癌細胞自身の組織から血管あるいはリンパ管に浸潤する能力により他臓器に転移することが知られている。このように末梢血を循環する悪性腫瘍細胞は末梢血循環癌細胞(Circulating Tumor Cells: CTCs)と呼ばれ、血液細胞（赤血球を含む）10万細胞に数百細胞程度の癌細胞が存在すると考えられている。近年、特定のターゲットに対する制癌剤が次々と開発されており、血液中の悪性腫瘍の種類が同定できれば、その細胞を効果的に破壊する制癌剤を選択できるようになってきた。もし、血液中を流れるCTCsをモニターする技術が実現すれば、血液中を流れる転移癌の原因となる悪性腫瘍細胞の存在を定量的に計測することができ、それによって投与した制癌剤の効果を定量的に継続して評価することができ、不要な制癌剤の投与、過剰な制癌剤の投与を防ぐことができるのみならず、再発の有無についても検知することができる世界初の手法の実現となる。

　遺伝子診断や発現解析について、ポリメラーゼ連鎖反応（Polymerase chain reaction以下、PCRと略記する。）は、様々な種類の核酸の混合物から特定の塩基配列を増幅する方法である。PCRにおいては、様々な種類の核酸の混合物中にゲノムDNA あるいはメッセンジャーRNAから逆転写した相補的DNA等のDNAテンプレート、２種類以上のプライマー、熱安定性酵素、マグネシウムなどの塩、および４種類のデオキシリボヌクレオシド三リン酸（dATP、dCTP、dGTP、dTTP）を添加した後、核酸を一本鎖に分離させる工程と、プライマーを分離した核酸に結合させる工程と、熱安定性酵素によってプライマーが結合した核酸を鋳型としてハイブリダイゼーションさせる工程とを少なくとも一回繰り返すことによって、特定の核酸配列を増幅させることができる。PCRでは、DNA増幅反応に用いられる反応容器の温度を昇温、降温させることによる、熱サイクルを用いている。そこで用いられる温度変化用の機構は色々と挙げられるが、例えば、サンプルを含む反応容器の温度をヒーターないしペルチェ素子、温風を用いた熱交換で変化させる機構、反応容器を異なる温度のヒータブロックもしくは液体バスに交互に接触させることにより温度を変化させる機構、異なる温度の領域を有する流路中にサンプルを流して温度を変える機構などがある。現状の市販装置として最速なものとして、例えば、ロッシュ社のライトサイクラー（Ｌｉｇｈｔ　Ｃｙｃｌｅｒ）がある。ライトサイクラーは、複数のガラスキャピラリー管の各々に試料とＤＮＡポリメラーゼとプライマーとなるＤＮＡ小片および計測用の蛍光標識色素を導入し、このキャピラリー管内の微量液滴の温度を、例えば５５度と９５度の２つの温度など、変化させたい液滴の温度と同じ温度の温風を吹き付けることで変化させ、同時に、このガラスキャピラリー管に蛍光色素の励起光を照射し、得られた蛍光強度を計測することを可能にする機構を有する。

　これらの方法によりサンプルの温度を繰り返し変化させることが可能である。

特開２００３－１０７０９９号公報 特開２００４－８５３２３号公報 国際公開第２００４／１０１７３１号パンフレット

Kamarck,M.E., Methods Enzymol. Vol.151, p150-165 (1987) Micro Total Analysis, 98, pp.77-80 (Kluwer Academic Publishers, 1998) Analytical Chemistry, 70, pp.1909-1915 (1998)

　臨床現場において、CTCsは癌転移に関して存在を確認する事が重要視されているにも拘わらず、これを癌転移の指標とした診断基準は、現状確立されていない。理由として、それ自体の多様性・希少性のため、採血後の試料を均一な組織と見なし、その中の稀少な変異遺伝子の存在の有無を検査する従来方法では検出感度の高さを非常に求められる点が挙げられる。

　特にこれまでは、蛍光標識した血中の癌細胞が他の細胞と細胞塊となっているか、あるいは孤立した1細胞であるかを確認せず細胞内の遺伝子、発現解析を行っていたため、ターゲットとなる癌細胞以外の細胞の情報を含んだ集団平均としての情報を獲得していた。そのため、対象となる癌細胞の正確な情報が得られないという課題があった。

　また、1細胞単位での回収手段に加えて、稀少な細胞を選別・濃縮後、微量の細胞単位で遺伝子診断、発現解析する手段によって、よりS/N比の高い診断を行う必要があった。
また、現在の、細胞を用いた解析手段については、対象となる細胞がアポトーシス等の状態となっているかどうか、細胞回収時に解析をする手段を有していないという課題があった。

　また、炭疽菌の芽胞等の細胞の表面に硬い殻を有する細胞については、細胞内容物の分析をするためには、細胞の殻を何らかの方法で除去することが出来ない限り、細胞の内容物は試料液に溶出しないという問題があった。そのため、通常は、芽胞細胞を培養することで発芽させて、発芽することで通常の細胞と同じ手順でも細胞の内容物が試料液に溶出できるようになることから、細胞培養を行う手段を分析手段に組み込むことで細胞分析が行われているが、この場合には、細胞培養に少なくとも数時間程度、長い場合には一昼夜の培養が必要となるため、培養過程による計測時間の遅延、手順の煩雑化、コンタミネーションの発生などの問題が発生していた。また、高速での分析を行う手法としてガラスボール等の破砕媒体とサンプルの混合物を破砕容器に入れ、超音波振動などを加えることでランダムに衝突をさせることで細胞破砕をする等の破壊手法が存在しているが、これらについては振動による試料溶液の加熱が発生するにも関わらず効果的な破砕効率が得られないという問題と、試料溶液およびサンプル量が多量に必要であり、極微量の細胞の細胞破砕を行う場合には、試料回収効率の問題があった。

　マイクロ流路中を流れる試料のサイズが大きい場合は、流路の高さを大きくする必要があるが、これに伴って画像で試料を観察する場合には、像がぼけるという問題があった。

　また、水平に配置した流路中を試料が長時間にわたって水平に流れる場合には、徐々に試料が沈降して最終的には流路を塞ぐ危険性があった。

　細胞等の微粒子を精製回収する場合に、斥力によって細胞に外力を加える場合には、細胞を流路中の一カ所に集めることが難しかった。

　一点のピンポイントでの外電場の印加では、十分な外力を試料に与えることができず十分に細胞を移動させることができない危険性があった。

　画像認識によって心筋細胞を精製するための具体的数値化した指標が自動化する観点で不明瞭であった。

　サイドシース液を用いた試料水溶液の絞り込みは、試料水溶液の希釈を発生させる危険性があった。

　水溶液中の試料微粒子を回収する際に、試料溶液の電解質のイオン強度が一定以上となると電場による移動が困難になる可能性があった。

　一方、がん細胞を確認する手法としては、本発明者らがすでに出願した細胞クラスターの画像認識による識別技術（特開２０１１－２５７２４１）があるが、画像ベースで認識できるがん細胞の特徴である多核化の現象については、上記技術では確認をすることができなかった。また、上記技術では、既存のがん細胞マーカーによる染色手法と組み合わせた評価をすることはできなかった。また、複数の波長の顕微画像を同時に取得する手段についても、本発明者らは、吸光イメージングスペクトロスコピー技術を吸光顕微鏡として考案し、特開２０１２－０５５２６７およびＷＯ２０１２／０６０１６３として出願しているが、これらの技術では、複数の蛍光量の強度計測技術が含まれていなかった。
　また特開２０１１－２５７２４１では、血液中のがん細胞の存在有無を検出するための手段として、がん細胞の表面のみに存在する分子（がんマーカー）と選択的に結合する抗体に蛍光色素を取り付けたものを血液と作用させて、血中にがん細胞が存在する場合はがん細胞が蛍光を発するようにすることで検出する技術が示されている。その手段と装置構成としては、マイクロチップ中を流れるがん細胞を含む血液に蛍光励起光を照射した後、がん細胞から発せられた蛍光を、特定の波長の光のみ反射してその他の波長の光は通過させる鏡（ダイクロイックミラー）を複数回通過させて各ステップでの特定の波長幅の蛍光を抽出し、その波長幅の蛍光の各々について光検出器で蛍光量を測定する仕組みとなっているが、ダイクロイックミラーを通過する際に検出すべきがん細胞からの蛍光量もダイクロイックミラーを通過する回数に応じて減衰するため、各波長幅での計測する蛍光強度にダイクロイックミラー通過に起因した違いが発生し、特に後段の波長での微弱な蛍光を検出することが難しく、そのため多重染色したがんマーカー分子の定量的な検出が困難であった。また、多数の蛍光色素を同時に利用するために波長の異なる複数の励起光をがん細胞に照射し、さらに発せられた複数波長の蛍光を同時に検出するためには、蛍光波長と励起波長が重複する複数のダイクロイックミラーを通過させて光を波長毎に分解せねばならないため、装置構成が複雑になり、また、各波長帯域も狭くする必要があり、シグナル蛍光が一層減衰するばかりでなく、波長帯が近い光を分離することは原理的にも困難であった。
 

　このような状況に鑑み、本発明者らは、転移能力を持って血中を流れる癌細胞の種類と状態、そして数（濃度）を高速に同定することができる細胞分析装置を提供する。
　すなわち、本発明は、以下の装置、システムおよび方法を提供する。

（１）(A) 被験体からの細胞試料液を濃縮、染色、洗浄する第１の装置と、
　(B) 上記第１の装置からの染色された細胞の試料液を濃縮・分離・精製する第２の装置と、
　(C) 上記第２の装置からの細胞試料液中の精製された細胞の遺伝子解析・発現解析を行う第３の装置と、
　(D) 上記第１～第３の装置にわたって連続的に上記細胞試料液を送液する第４の装置と、
　(E) 上記各装置の動作を制御し、上記細胞試料の解析を行う制御・解析部と
を備える細胞分析装置システムであって、
　　(a) 上記第１の装置が、
　　　上記細胞試料液中の細胞を濃縮、染色、洗浄するフィルターを備えたチャンバーと、
　　　上記細胞試料液、染色液および洗浄液をそれぞれ収容する容器と、
　　　各上記容器中の各液を上記チャンバー中に順次導入する機構と、
　　を備え、
　　(b) 上記第２の装置が、
　　　対象細胞を含む細胞を含有する細胞試料液を流す流路を備えるセルソーターチップであって、上記流路が、上記細胞の濃縮が行われる第一の流路と、上記濃縮された上記細胞の検出および上記対象細胞の選別が行われる、上記第一の流路から分岐する第二の流路とを含む、セルソーターチップと、
　　　各上記流路を流れる上記細胞が、上記第一の流路において濃縮され、かつ上記第二の流路において所望の方向に収束されるように、各上記流路を流れる上記細胞に対して外力を与える機構と、
　　　上記第二の流路中を流れる上記細胞に光を照射する光照射手段と、少なくとも２００フレーム／秒の画像取り込みレートで該細胞の画像を取得する高速カメラとを含む光学系と、
　　を備え、
　　(c) 上記第３の装置が、
　　　試料液を添加して反応させる反応槽と、
　　　上記反応槽との間で熱を交換する熱交換槽と、
　　　上記熱交換槽の温度を制御する温度制御機構と、
　　を備える、細胞分析装置システム。
（２）上記細胞試料液中の精製された細胞の遺伝子解析・発現解析を行う第３の装置の前段に、上記細胞試料液を送液する第４の装置によって搬送された上記細胞の内容物を細胞破砕によって試料液に溶出させる細胞破砕機構をさらに含み、
　上記制御・解析部が、上記細胞試料液を送液する第４の装置によって上記第２の装置からの上記細胞試料液が上記細胞破砕機構へ搬送され、上記細胞破砕機構において破砕された試料液が、上記第４の装置によって上記第３の装置に搬送されるように上記各部を制御する、上記（１）に記載の細胞分析装置システム。
（３）上記細胞破砕機構が、
　上記細胞試料を容れるための容器と、
　上記容器内にて細胞を破砕するための破砕用回転体と、
　上記容器内にて細胞を破砕するための研磨剤とを含み、
　　上記細胞試料と上記研磨剤とが上記容器の内部に添加され、自転および公転運動が厳密に制御された上記破砕用回転体の動きにより、上記細胞試料が破砕される、上記（２）に記載の細胞分析装置システム。
（４）上記細胞破砕機構がさらに回転シャフトを含み、
　上記破砕用回転体が上記回転シャフトにより上から押し付けられることによって、上記容器の内部で回転し、上記破砕用回転体と上記回転シャフト間の摩擦力および滑りの程度が、上記破砕用回転体と回転シャフト間の圧力により制御される、上記（３）に記載の細胞分析装置システム。
（５）上記細胞破砕機構が、破砕用回転体の回転軸と回転シャフトの回転軸をずらすことにより、容器の側面に対して直角方向に破砕用回転体を押し付ける力を発生させることが可能な機構を備える、上記（４）に記載の細胞分析装置システム。
（６）上記細胞破砕機構が、上記回転シャフトの磁力、静電気力、または気体の圧力差による吸引力により上記破砕用回転体が上記容器の内部から持ち上げられ、除去されることが可能な機構を備える、上記（４）に記載の細胞分析装置システム。
（７）上記細胞破砕機構において、上記容器の自動交換を可能とする複数の容器を搭載した駆動機構を備えることにより異なる細胞試料間での汚染を排除できることを特徴とする、上記（３）～（６）のいずれかに記載の細胞分析装置システム。
（８）上記細胞破砕機構において、未使用の上記容器の内部には上記破砕用回転体が機密性シールにより封印して容れられており、上記細胞試料破砕時には上記容器および上記破砕用回転体が汚染されていないことが保証できることを特徴とする、上記（３）～（７）のいずれかに記載の細胞分析装置システム。
（９）(i) 対象細胞を含む細胞を含有する細胞試料液を流す流路を備えるセルソーターチップであって、上記流路が、上記細胞の濃縮が行われる第一の流路と、上記濃縮された上記細胞の検出および上記対象細胞の選別が行われる、上記第一の流路から分岐する第二の流路とを含む、セルソーターチップと、
　(ii) 各上記流路を流れる上記細胞が、上記第一の流路において濃縮され、かつ上記第二の流路において所望の方向に収束されるように、各上記流路を流れる上記細胞に対して外力を与える機構と、
　(iii) 上記第二の流路中を流れる上記細胞に光を照射する光照射手段と、少なくとも２００フレーム／秒の画像取り込みレートで該細胞の画像を取得する高速カメラとを含む光学系と、
　(iv）上記各部の動作を制御し、上記光学系により取り込まれた各上記細胞の画像を解析する制御・解析部と、
を備える、画像検出型一細胞分離・精製装置。
（１０）上記外力が、超音波放射圧、重力、静電力、または誘電電気泳動力である、上記（９）に記載の装置。
（１１）上記対象細胞を含む細胞試料が、血液に由来する、上記（９）または（１０）に記載の装置。
（１２）上記対象細胞が、癌細胞を含む、上記（９）～（１１）のいずれかに記載の装置。
（１３）上記制御・解析部が、上記光学系から得られる上記細胞の画像を２値化し、該２値化画像の輝度重心、面積、周囲長、長径、および短径からなる群から選択される少なくとも１つの指標によって、各上記細胞を一細胞レベルで検出し識別する、上記（９）～（１２）のいずれかに記載の装置。
（１４）上記細胞試料液中の上記細胞が蛍光標識されており、上記光学系が、蛍光検出手段をさらに含み、上記細胞の蛍光画像の情報が追加的な指標として上記制御・解析部により利用される、上記（１３）に記載の装置。

　さらに、本発明は、以下のオンチップ・セルソーターおよびオンチップ・セルソーターシステムを提供する。
（１５）同じ長さと断面積の１つの試料流路とその両脇に対称に配置された２つのバッファ液流路が合流するように配置され、合流後に下流で再び同じ長さと断面積の中央の回収用流路とその両脇の２つの廃液流路に分配され、上流の３つの流路の入り口を覆うシース液リザーバーと、その中に試料を満たす試料液リザーバーが、その断面積の比が、流路数の比と同じ２：１となるように配置されており液が流れても両者の液面高さが一致するように構成されており、同様に下流でも廃液リザーバーと回収細胞用リザーバーの断面積の比が２：１となるように配置されており、合流点の上流に高速カメラおよび蛍光検出によって細胞を同定する機構を有し、合流点に対称にゲル電極が接するように配置されており、排除したい細胞にのみ電場を印加することを特徴としたオンチップ・セルソーター。
（１６）上記セルソーターのリザーバーにおいて、シース液リザーバー上面に配置された栓と、栓を貫通して圧縮空気を印加する手段と、シース液リザーバーと試料リザーバーに液を連続して追加供給できる手段と、シース液リザーバーと試薬リザーバーの両者での液面高さを計測することができる電気センサーとを備えることを特徴とした上記（１５）に記載のセルソーター。
（１７）上記セルソーターのリザーバーにおいて、試薬液および２つのシース液を保存する個別の容器が、おのおの３つの流路の上流側入り口にそれぞれ配置されていることを特徴とした上記（１５）に記載のセルソーター
（１８）画像認識型セルソーターにおいて、細胞像の中での核の像の有無を基準として、選択的に細胞分裂中の細胞を回収することを特徴としたオンチップ・セルソーター。
（１９）画像処理型セルソーターにおいて、像のブレを防ぐために、高速カメラの撮影各フレームレート速度において、各フレームで一回発火する時間について、
 
フラッシュ時間　＝　画素サイズ／流速
 
の関係で決めることを特徴としたオンチップ・セルソーターシステム。
（２０）開口数０．３以下の対物レンズとズームレンズを組み合わせた焦点深度と被写界深度がマイクロ流路の高さ程度まで維持できる光学系を用いる事を特徴としたオンチップ・セルソーターシステム。
（２１）垂直に上方から鉛直下方向に試料液が流れるように配置した事を特徴としたオンチップ・セルソーターシステム。
（２２）試料微粒子に斥力を発生させる電極が配置された面に対向するマイクロ流路の内壁面が凸状の形状となっている事を特徴としたオンチップ・セルソーターシステム。
（２３）ゲルがゾル状態にあるときに液の表面張力で流路への液の漏出を防ぐことができる一定の距離で支柱が繰り返し並んだ構成の一対のゲル電極を流路に並行して配置されている事を特徴としたオンチップ・セルソーターシステム。
（２４）画像認識によって得られた細胞の形状から、

によって、Rが1.1未満の細胞を心筋細胞として精製する事を特徴としたオンチップ・セルソーターシステム。
（２５）サイドシース液に水より比重が軽く水と混ざり合わない油を用いた事を特徴としたオンチップ・セルソーターシステム。
（２６）水溶液中の試料微粒子を回収する際に、試料水溶液の伝導率が１０^２μS／cm以下となる溶液を用いる事を特徴としたオンチップ・セルソーターシステム。

［１］対象細胞を含む細胞を含有する試料液を流すための第１の流路を備えるセルソーターチップであって、上記第１の流路が下流側の分岐点で、上記対象細胞を含む液を回収するための対象細胞回収用流路と、上記対象細胞以外の細胞を含む液を回収するための廃液回収用流路とに分岐している、セルソーターチップと、
　上記分岐点よりも上流の第１の領域で上記第１の流路を流れる上記試料液中の細胞のデジタル画像を取得して、該画像のデジタル解析により上記対象細胞を識別するための光学系と、
　上記分岐点よりも上流の上記第１の領域とほぼ一致する第２の領域で、上記画像解析による細胞識別結果に基づいて、上記第１の流路を流れる対象細胞または対象細胞以外の細胞に対して外力を加えて該細胞の進行方向をシフトさせ、上記対象細胞を上記対象細胞回収用流路へ、上記対象細胞以外の細胞を上記廃液回収用流路へ導くための外力付加機構と、
　上記光学系および上記外力付加機構の動作を制御する制御部と
を備える、オンチップ・セルソーターシステム。
［２］上記光学系による上記デジタル画像から上記細胞識別結果を得るタイミングと上記外力付加機構による上記外力を加えるタイミングとの間のタイムラグが最小となるように構成されている、上記［１］に記載のオンチップ・セルソーターシステム。
［３］対象細胞を含む細胞を含有する試料液を流すための第１の流路を備えるセルソーターチップであって、上記第１の流路が下流側の分岐点で、上記対象細胞を含む液を回収するための対象細胞回収用流路と、上記対象細胞以外の細胞を含む液を回収するための廃液回収用流路とに分岐している、セルソーターチップと、
　上記分岐点よりも上流の第１の領域で上記第１の流路を流れる上記試料液中の細胞のデジタル画像を取得して、該画像のデジタル解析により上記対象細胞を識別するための光学系と、
　上記分岐点よりも上流の上記第１の領域とほぼ一致するかまたはそれよりも下流の第２の領域で、上記画像解析による細胞識別結果に基づいて、上記第１の流路を流れる対象細胞または対象細胞以外の細胞に対して外力を加えて該細胞の進行方向をシフトさせ、上記対象細胞を上記対象細胞回収用流路へ、上記対象細胞以外の細胞を上記廃液回収用流路へ導くための外力付加機構と、
　上記光学系および上記外力付加機構の動作を制御する制御部と
を備え、
　上記光学系が、開口数０．３以下の対物レンズと、該対物レンズに光学的に結合されたズームレンズとを備えた顕微鏡を含む、オンチップ・セルソーターシステム。
［４］対象細胞を含む細胞を含有する試料液を流すための第１の流路を備えるセルソーターチップであって、上記第１の流路が下流側の分岐点で、上記対象細胞を含む液を回収するための対象細胞回収用流路と、上記対象細胞以外の細胞を含む液を回収するための廃液回収用流路とに分岐している、セルソーターチップと、
　上記分岐点よりも上流の第１の領域で上記第１の流路を流れる上記試料液中の細胞のデジタル画像を取得して、該画像のデジタル解析により上記対象細胞を識別するための光学系と、
　上記分岐点よりも上流の上記第１の領域とほぼ一致するかまたはそれよりも下流の第２の領域で、上記画像解析による細胞識別結果に基づいて、上記第１の流路を流れる対象細胞または対象細胞以外の細胞に対して外力を加えて該細胞の進行方向をシフトさせ、上記対象細胞を上記対象細胞回収用流路へ、上記対象細胞以外の細胞を上記廃液回収用流路へ導く外力付加機構と、
　上記光学系および上記外力付加機構の動作を制御する制御部と
を備え、
　上記第１の流路の上流側から下流側へほぼ鉛直下方向に試料液が流れるように、上記第１の流路が重力の向きに対してほぼ平行になるように上記セルソーターチップが配置されている、オンチップ・セルソーターシステム。
［５］対象細胞を含む細胞を含有する試料液を流すための第１の流路を備えるセルソーターチップであって、上記第１の流路が下流側の分岐点で、上記対象細胞を含む液を回収するための対象細胞回収用流路と、上記対象細胞以外の細胞を含む液を回収するための廃液回収用流路とに分岐している、セルソーターチップと、
　上記分岐点よりも上流の第１の領域で上記第１の流路を流れる上記試料液中の細胞のデジタル画像を取得して、該画像のデジタル解析により上記対象細胞を識別するための光学系と、
　上記分岐点よりも上流の上記第１の領域とほぼ一致するかまたはそれよりも下流の第２の領域で、上記画像解析による細胞識別結果に基づいて、上記第１の流路を流れる対象細胞または対象細胞以外の細胞に対して外力を加えて該細胞の進行方向をシフトさせ、上記対象細胞を上記対象細胞回収用流路へ、上記対象細胞以外の細胞を上記廃液回収用流路へ導く外力付加機構と、
　上記光学系および上記外力付加機構の動作を制御する制御部と
を備え、
　上記外力付加機構が上記第１の流路を流れる細胞を含む微粒子に電気力を付加するためのゲル電極または金属電極を含み、上記試料液の導電率が１０^２μS／cm以下である、オンチップ・セルソーターシステム。
［６］上記第１の流路の上流側の上記第１の領域よりも上流の第３の領域で上記第１の流路を流れる上記試料液中の細胞を整列させるための外力を該細胞に付加するさらなる外力付加機構をさらに備える、上記［１］～［５］のいずれか一項に記載のオンチップ・セルソーターシステム。
［７］上記試料液中の細胞を整列させるための外力を該細胞に付加する上記さらなる外力付加機構が、電気力またはシース流により外力を付加するものである、上記［６］に記載のオンチップ・セルソーターシステム。
［８］対象細胞を含む細胞を含有する試料液を流すための第１の流路を備えるセルソーターチップであって、上記第１の流路が下流側の分岐点で、上記対象細胞を含む液を回収するための対象細胞回収用流路と、上記対象細胞以外の細胞を含む液を回収するための廃液回収用流路とに分岐している、セルソーターチップと、
　上記分岐点よりも上流の第１の領域で上記第１の流路を流れる上記試料液中の細胞のデジタル画像を取得して、該画像のデジタル解析により上記対象細胞を識別するための光学系と、
　上記分岐点よりも上流の上記第１の領域とほぼ一致するかまたはそれよりも下流の第２の領域で、上記画像解析による細胞識別結果に基づいて、上記第１の流路を流れる対象細胞または対象細胞以外の細胞に対して外力を加えて該細胞の進行方向をシフトさせ、上記対象細胞を上記対象細胞回収用流路へ、上記対象細胞以外の細胞を上記廃液回収用流路へ導く外力付加機構と、
　上記光学系および上記外力付加機構の動作を制御する制御部と
を備え、
　さらに、
　　上記第１の流路の上流側に流体接続した、シース液用のバッファ液を溜めたリザーバーと、
　　上記第１の流路に細胞を含む試料液を導入するための、該流路の上流側に流体接続した試料液導入用流路と、を備え、
　　上記試料液導入用流路の上記第１の流路に流体接続する側の先端部が、上記バッファ液の該第１の流路への導入部よりも下流側まで伸びている、オンチップ・セルソーターシステム。
［９］対象細胞を含む細胞を含有する試料液を流すための第１の流路を備えるセルソーターチップであって、上記第１の流路が下流側の分岐点で、上記対象細胞を含む液を回収するための対象細胞回収用流路と、上記対象細胞以外の細胞を含む液を回収するための廃液回収用流路とに分岐している、セルソーターチップと、
　上記分岐点よりも上流の予備的領域で上記第１の流路を流れる上記試料液中の細胞を整列させるための外力を該細胞に付加する第１の外力付加機構と、
　上記分岐点よりも上流の、上記予備的領域よりも下流の第１の領域で上記第１の流路を流れる上記試料液中の細胞のデジタル画像を取得して、該画像のデジタル解析により上記対象細胞を識別するための光学系と、
　上記分岐点よりも上流の上記第１の領域とほぼ一致するかまたはそれよりも下流の第２の領域で、上記画像解析による細胞識別結果に基づいて、上記第１の流路を流れる対象細胞または対象細胞以外の細胞に対して外力を加えて該細胞の進行方向をシフトさせ、上記対象細胞を上記対象細胞回収用流路へ、上記対象細胞以外の細胞を上記廃液回収用流路へ導く第２の外力付加機構と、
　上記光学系ならびに上記第１および第２の外力付加機構の動作を制御する制御部と
を備え、
　上記第１の外力付加機構が、上記第１の流路の一面に沿って配列された、試料液中の細胞を含む微粒子に斥力を発生させるための櫛形電極であり、上記第１の流路の該流路に垂直な断面が該微粒子の整列を促進するために上記電極が配置された上記面に対向する面の中央に向かってテーパー状または凸状となっている、オンチップ・セルソーターシステム。
［１０］対象細胞を含む細胞を含有する試料液を流すための第１の流路を備えるセルソーターチップであって、上記第１の流路が下流側の分岐点で、上記対象細胞を含む液を回収するための対象細胞回収用流路と、上記対象細胞以外の細胞を含む液を回収するための廃液回収用流路とに分岐している、セルソーターチップと、
　上記分岐点よりも上流の予備的領域で上記第１の流路を流れる上記試料液中の細胞を整列させるための外力を該細胞に付加する第１の外力付加機構と、
　上記分岐点よりも上流の、上記予備的領域よりも下流の第１の領域で上記第１の流路を流れる上記試料液中の細胞のデジタル画像を取得して、該画像のデジタル解析により上記対象細胞を識別するための光学系と、
　上記分岐点よりも上流の上記第１の領域とほぼ一致するかまたはそれよりも下流の第２の領域で、上記画像解析による細胞識別結果に基づいて、上記第１の流路を流れる対象細胞または対象細胞以外の細胞に対して外力を加えて該細胞の進行方向をシフトさせ、上記対象細胞を上記対象細胞回収用流路へ、上記対象細胞以外の細胞を上記廃液回収用流路へ導く第２の外力付加機構と、
　上記光学系ならびに上記第１および第２の外力付加機構の動作を制御する制御部と
を備え、
　上記第２の外力付加機構が、上記第１の流路の両側面で試料液と接触するように配置されたゲル電極であり、ゲルがゾル状態にあるときに該ゾル液が上記第１の流路へ漏出しないように、該ゾル液の表面張力で該流路への該ゾル液の漏出を防ぐことができるように一定の間隔で上記第１の流路に沿って両側面に設けられたスリットのアレイを介して上記試料液と接触するように構成されている、オンチップ・セルソーターシステム。
［１１］対象細胞を含む細胞を含有する試料液を流すための第１の流路を備えるセルソーターチップであって、上記第１の流路が下流側の分岐点で、上記対象細胞を含む液を回収するための対象細胞回収用流路と、上記対象細胞以外の細胞を含む液を回収するための廃液回収用流路とに分岐している、セルソーターチップと、
　上記分岐点よりも上流の予備的領域で上記第１の流路を流れる上記試料液中の細胞を整列させるための外力を該細胞に付加する第１の外力付加機構と、
　上記分岐点よりも上流の、上記予備的領域よりも下流の第１の領域で上記第１の流路を流れる上記試料液中の細胞のデジタル画像を取得して、該画像のデジタル解析により上記対象細胞を識別するための光学系と、
　上記分岐点よりも上流の上記第１の領域とほぼ一致するかまたはそれよりも下流の第２の領域で、上記画像解析による細胞識別結果に基づいて、上記第１の流路を流れる対象細胞または対象細胞以外の細胞に対して外力を加えて該細胞の進行方向をシフトさせ、上記対象細胞を上記対象細胞回収用流路へ、上記対象細胞以外の細胞を上記廃液回収用流路へ導く第２の外力付加機構と、
　上記光学系ならびに上記第１および第２の外力付加機構の動作を制御する制御部と
を備え、
　上記第１の外力付加機構が、上記第１の流路の上流側に流体接続する、サイドシース流を生成するためのサイドシース液を流す一対の流路を含み、上記サイドシース液が水より比重が軽く水と混ざり合わない油である、オンチップ・セルソーターシステム。
［１２］上記光学系による上記デジタル画像から上記細胞識別結果を得るタイミングと上記第２の外力付加機構による上記外力を加えるタイミングとの間のタイムラグが最小となるように構成されている、上記［９］～［１１］のいずれか一項に記載のオンチップ・セルソーターシステム。
［１３］上記細胞を各回収用流路へ導く外力付加機構が、該細胞に電気力を付加するためのゲル電極または金属電極を含む、上記［１］～［１２］のいずれか一項に記載のオンチップ・セルソーターシステム。
［１４］上記対象細胞が心筋細胞であり、
　上記光学系により画像認識によって得られた細胞の形状から、下記式

によって、Rが1.1未満の細胞を心筋細胞として識別する、上記［１］～［１３］のいずれか一項に記載のオンチップ・セルソーターシステム。
［１５］上記［１］～［１４］のいずれか一項に記載のオンチップ・セルソーターシステムを用いて、試料液中の対象細胞を選別する方法。

　さらに、本発明は、以下のオンチップ・セルソーターシステム、該システムを用いて被験者由来の細胞試料液から血中がん細胞の候補細胞を同定する方法および光学モジュールを提供する。
〈１〉被験体由来の蛍光染色された細胞を含む試料液を流すための流路を備えたセルソーターチップと、
　上記細胞に対して照射するための明視野光源および蛍光光源を含む光学系と、
　上記セルソーターチップの上記流路を流れる上記試料液中の上記細胞の明視野画像と上記細胞に結合した蛍光標識物質の蛍光強度および上記細胞の蛍光画像とを同時に取得する検出系と、
　上記明視野画像、上記蛍光強度、および上記蛍光画像に基づいて、上記流路を流れる多核細胞および／または細胞クラスターを同定する制御・解析手段と、
　上記同定された多核細胞および／または細胞クラスターを選択的に回収する手段と
を備えるオンチップ・セルソーターシステム。
〈２〉上記制御・解析手段が、
　ｉ）上記細胞のサイズ（面積）、周囲長、および該面積と該周囲長によって得られる上記細胞の表面の凹凸の程度を示すRの値からなる群から選択される１つ以上のデータ、ならびに
　ｉｉ）上記細胞に結合した上記標識物質の蛍光の波長と強度のスペクトル、上記細胞内で蛍光染色された１つ以上の領域の細胞内での各重心座標および面積からなる群から選択される１つ以上のデータ
を取得し、上記データに基づいて上記流路を流れる多核細胞および／または細胞クラスターを同定する、上記〈１〉に記載のオンチップ・セルソーターシステム。
〈３〉上記選択的に回収した多核細胞および／または細胞クラスター由来の遺伝子の核酸配列を計測する手段をさらに備える、上記〈１〉または〈２〉に記載のオンチップ・セルソーターシステム。
〈４〉上記明視野画像と上記蛍光画像とを、１つの高速カメラの受光面上に、分割して同時に表示する機能を有する画像分割機構を備える上記〈１〉～〈３〉のいずれか一項に記載のオンチップ・セルソーターシステム。
〈５〉上記明視野画像と上記蛍光画像とで画像の拡大率が異なるように調整する機構を備える、上記〈４〉に記載のオンチップ・セルソーターシステム。
〈６〉血中がん細胞の候補細胞を同定するために使用される、上記〈１〉～〈５〉のいずれか一項に記載のオンチップ・セルソーターシステム。
〈７〉上記〈１〉～〈６〉のいずれか一項に記載のオンチップ・セルソーターシステムを用いて被験者由来の細胞試料液から血中がん細胞の候補細胞を同定する方法であって、
　以下の工程：
　　（１）健常な血液中では存在しない細胞クラスター（塊）を血中がん細胞候補として同定して選択的に回収する工程、
　　（２）健常な血液中では存在しない多核細胞を血中がん細胞候補として同定して選択的に回収する工程、
　　（３）健常な血液中では存在しない巨大細胞を血中がん細胞候補として同定して選択的に回収する工程、および／または
　　（４）上記（１）、（２）、または（３）に加えて、がん細胞のバイオマーカーの１つあるいは複数に対する蛍光抗体の蛍光強度の存在と組み合わせた解析でがん細胞と同定して選択的に回収する工程
を含む、方法。
〈８〉上記蛍光抗体が、EpCam抗体、K-ras抗体、またはサイトケラチン抗体である、上記〈７〉に記載の方法。
〈９〉さらに以下：
　上記（１）について、明視野像によるR＞1.3による評価、あるいは、明視野像による上記細胞のサイズと蛍光像による核の数および分布（すなわち隣接する複数の核の像について、その重心の距離が互いに３μm以上離れている事）によって判別すること、
　上記（２）について、明視野像によってR＜1.3で、かつ、核の数と分布（すなわち隣接する複数の核の像について、その重心間の距離が互いに３μm以内で離れている事）によって判別すること、
　上記（３）について、明視野像によって、R＜1.3かつ、細胞サイズが直径に換算して２０μmを超えている事によって判別すること、または
　上記（１）～（３）を組み合わせて、１つ以上の合致条件があったものをがん細胞として判定すること
を含む、上記〈７〉または〈８〉に記載の方法。
〈１０〉光が反射する方向を３次元に調整可能な角度調整機能付きの第１のダイクロイックミラー、
　上記ダイクロイックミラーで反射した画像データを含む光が導入されるフィルター系、
　画像サイズを調整するための可動式の遮蔽板からなり、上記フィルター系を介した光が導入される画像サイズ調整系、
　上記画像サイズ調整系を介した光が導入される、光が反射する方向を３次元に調整可能な角度調整機能付きの第２のダイクロイックミラー、および
　上記第２のダイクロイックミラーを介した光が導入される、結像位置の差を補正するための光学レンズ系
を備える光学明視野／蛍光顕微鏡系で使用するための光学モジュールであって、
　　上記光学レンズ系により上記画像の拡大および縮小が可能であり、明視野画像と蛍光画像との間で拡大率の異なる画像を生成することができるように構成されている光学モジュール。
〈１１〉蛍光染色した細胞を含む試料液中の上記細胞の明視野画像と上記細胞に結合した蛍光標識物質の蛍光強度および上記細胞の蛍光画像とを同時に取得するために使用される、上記〈１０〉に記載の光学モジュール。

　さらに、本発明は、以下のオンチップ・セルソーターシステムを提供する。
（１）被験体由来の蛍光染色された細胞を含む試料液を流すための流路を備えたセルソーターチップと、
　上記細胞に対して照射するための明視野光源、１つまたは２つ以上の蛍光光源、それぞれの波長の光を伝導する光ファイバー、および照射部位において観察対象に光を集束させる集光用レンズを含む光学系と、
　上記セルソーターチップの上記流路を流れる上記試料液中の上記細胞の蛍光強度を検出するための蛍光を伝導する、１つまたは２つ以上の蛍光波長の各々に対応した光ファイバー、光ファイバーの後段に配置された特定の蛍光波長を通過させるバンドパスフィルター、および蛍光検出器を含む、上記細胞に結合した蛍光標識物質の前記１つまたは２つ以上の蛍光波長に対応した蛍光強度を同時に取得する第１の検出系と、
　上記細胞の明視野画像と上記細胞の蛍光画像とを同時に取得する第２の検出系と、
　上記各系の動作を制御し、上記明視野画像、上記蛍光強度、および上記蛍光画像に基づいて、上記流路を流れる多核細胞および／または細胞クラスターを同定する制御・解析手段と、
　上記同定された対象物を選択的に回収する手段と
を備えるオンチップ・セルソーターシステム。

　本発明により、血中の微量な対象細胞を1細胞単位で精製して、その対象細胞の正確な遺伝子情報、発現情報の解析が実現できる。

　本発明により、被検対象の細胞が、クラスター化しているか否か（孤立一細胞であるか否か）を識別することができる。

　本発明により、細胞でアポトーシスが発生しているか否かを判定することができる。

　本発明により、リアルタイムで対象となる細胞のみを分離精製して回収することができる。

　本発明により、回収した細胞のみ、一細胞レベルで細胞内状態を計測し、一細胞レベルでゲノム解析および発現解析を行うことができる。

　本発明により、回収した細胞のみ、再培養することができる。

　本発明により、細胞のサイズの違い、細胞内部の核と細胞質とのサイズの比等の詳細な細胞の情報を取得して、その結果に基づいて判別をして細胞を精製することができる。

　本発明により、炭疽菌などの芽胞を有する細胞について、細胞内の物質の分析を高速にコンタミネーションを最小にして行うことができる。

　本発明により、血中で細胞分裂をしている細胞を回収することで、血中がん細胞や幹細胞などの分裂能をもった細胞を回収することが可能となる。

　本発明により、血中を循環する癌細胞の候補となる多核細胞、細胞クラスターを効果的に回収することが可能となる。

　本発明により、複数波長の蛍光抗体で標識した細胞を複数波長の励起光で同時励起し、発せられた複数蛍光を同時検出することが可能となり、ターゲットとなる細胞を効果的に回収することが可能となる。

本発明の細胞分析装置システムを用いて行われる細胞分析の全体のプロセス、ならびに個々の工程に対応する装置内の手段の一例を概念的に示す模式図である。 図１における本発明の細胞分析装置システムの全体構成の１例を模式的に示す図である。 図２における細胞濃縮・染色・脱色モジュールの構成の１例を模式的に示す図である。 図２における画像検出型１細胞分離・精製（セルソーター）モジュールの構成の１例を模式的に示す図である。 図２における１細胞ゲノム解析・発現解析モジュールの構成の１例を模式的に示した図である。 図２における送液モジュールの構成の１例を模式的に示す図である。 本発明の細胞分析装置システムを用いて行われる細胞分析において細胞破壊工程を含む場合の全体のプロセス、ならびに個々の工程に対応する装置内の手段の一例を概念的に示す模式図である。 図７に示す工程の中の細胞破壊工程で用いられる、容器、回転体、回転シャフトから構成される破砕機構の一例を模式的に示す図である。 図８に示す基本的な細胞破砕機構の種々のバリエーションを模式的に示す図である。容器と回転体の密着性を担保する機構が例示されている。 本発明において使用される細胞破砕機構の回転体と回転シャフトのさまざまな形状の例を示す模式図である。 本発明における細胞破砕工程のサンプル破砕の全工程を模式的に示した図である。 本発明における細胞破砕工程での細胞の連続破砕用の自動化構造の概念図を示す。 本発明におけるセルソーターモジュールのチップ構成の１例を模式的に示す図である。 本発明におけるセルソーターモジュールのサンプルリザーバー領域のチップ構成の１例を模式的に示す図である。 画像検出型１細胞分離・精製（セルソーター）モジュールの構成の１例を模式的に示す図である。 図１５の画像検出型１細胞分離・精製（セルソーター）モジュールにおける細胞精製のプロセスの１例を模式的に示す図である。 図１５の画像検出型１細胞分離・精製（セルソーター）モジュールにおける細胞精製の識別指標のひとつである、細胞分裂時の核の消失プロセスの画像認識を模式的に示す図である。 画像検出型１細胞分離・精製（セルソーター）モジュールにおける画像ボケを防ぐための高速フラッシュ光源の発光タイミングの１例を模式的に示す図である。 画像検出型１細胞分離・精製（セルソーター）モジュールにおける画像ボケを防ぐための光学系の構成の１例を模式的に示す図である（図１９Ａ）。また、従来の光学系で観察した微粒子の像（図１９Ｂ）と、本発明の光学系で観察した微粒子の像の例（図１９Ｃ）を比較して示した図である。 画像検出型１細胞分離・精製（セルソーター）モジュールにおける画像ボケを防ぐための光学系の構成の１例を模式的に示す図である（図１９Ａ）。また、従来の光学系で観察した微粒子の像（図１９Ｂ）と、本発明の光学系で観察した微粒子の像の例（図１９Ｃ）を比較して示した図である。 画像検出型１細胞分離・精製（セルソーター）モジュールにおける画像ボケを防ぐための光学系の構成の１例を模式的に示す図である（図１９Ａ）。また、従来の光学系で観察した微粒子の像（図１９Ｂ）と、本発明の光学系で観察した微粒子の像の例（図１９Ｃ）を比較して示した図である。 セルソーターチップの配置を液体の流れが鉛直方向になるように配置した構成の１例を模式的に示す図である。 セルソーターチップの配置を液体の流れが鉛直方向になるように配置した構成の１例を模式的に示す図である。 セルソーターチップの試料溶液とバッファ液が合流する部分の構成の１例を模式的に示す図である。 セルソーターシステムのうちセルソーティングを行う機構を組み込んだチップの構成の１例を模式的に示す図である。 セルソーターシステムの流路中で外力を与えるための電極の配置の一例を示す図である。 セルソーターシステムの流路中での外力を与えるための電極の配置の例を示す図である。 セルソーターシステムの流路中での細胞精製のプロセスの一例を示す模式図である。 セルソーターシステムの流路中で外電場を与えるゲル電極の配置の一例を示す模式図である。 画像認識型セルソーターシステムにおいて、画像によって心筋細胞と線維芽細胞を分離するために識別するプロセスの一例を示す模式図である。 水と油を組み合わせたセルソーターシステムの構成の一例を示す模式図である。 水と油を組み合わせたセルソーターシステムの水と油の合流領域の構成の一例を示す模式図である。 水溶液中の電解質量（導電率）と、細胞分離可能速度との関係を示したグラフである。 蛍光強度計測と高速明視野顕微画像取得を同時に行う解析系の構成の一例を模式的に示した図である。 図３２で示した蛍光強度計測と高速明視野顕微画像取得を同時に行う解析系の構成の具体的な構成の一例を模式的に示した図である。 蛍光強度計測と高速明視野顕微画像取得と高速蛍光顕微画像取得を同時に行う解析系の構成の一例を模式的に示した図である。 高速明視野顕微画像取得と高速蛍光顕微画像取得を１つの高速カメラ受光面で同時に取得する装置構成の一例を模式的に示した図である。 高速明視野顕微画像取得と高速蛍光顕微画像取得を１つの高速カメラ受光面で同時に取得した画像の例と解析情報についての一例を模式的に示した図である。 高速明視野顕微画像取得と核蛍光染色した高速蛍光顕微画像取得を１つの高速カメラ受光面で同時に取得した画像の例を示した写真である。 光ファイバーアレイを用いて複数波長の蛍光励起光を細胞へ同時に照射し、発せられた複数波長の蛍光量を同時取得し、かつ複数波長の蛍光画像を同時取得するための装置構成の一例を模式的に示した図である。 細胞に照射するための複数の蛍光励起光と検出する複数の蛍光の波長セットを選択した一例を模式的に示したスペクトル図である。 図３８で一例を示した本実施例の構成を模式的に示した図である

　本発明の細胞分析装置は、概して、
（１）細胞の濃縮、蛍光抗体標識（あるいは再培養を行う場合は必要に応じてアプタマー等の可逆蛍光標識マーカー）での染色、洗浄を含むプロセスを連続で行う細胞濃縮・染色・脱色部と、
（２）チップ基板上に形成したマイクロ流路を流れる細胞から、毎秒1万画像程度の細胞像の画像データを取得して、その画像情報の分析結果に基づいてリアルタイムで毎秒1万細胞を精製する画像検出型１細胞分離・精製（セルソーター）部と、
（３）１細胞レベルでの細胞内状態を計測する１細胞ゲノム解析・発現解析部と、
（４）上記各部の間での試料液の搬送を行うための送液部と、
（５）上記各部の動作を制御し、上記解析を行うための制御解析部と
を備える。

　本発明の細胞分析装置の典型的な実施形態は、上記３つのモジュール（１）～（３）を、上記の順序で連続して組み合わせたことを特徴とし、かつ、流路によって連続して細胞が搬送されるため、微量の細胞をコンタミネーションや操作による消失を最小限に無くすることができる。

　本発明の細胞分析装置を用いることによって、細胞の蛍光標識の有無を1細胞レベルで検出して確認し、蛍光標識された細胞について、細胞がクラスター化していない孤立1細胞であることを確認し、さらに細胞でアポトーシスが発生しているかどうかを判定することができる。したがって、本発明の細胞分析装置によれば、従来の散乱光検出型セルソーター技術では識別できなかった指標に基づいて、細胞を分離・精製することができる。

　本発明の細胞分析装置によれば、正確に1細胞単位で染色された細胞を選択回収し、また、回収する細胞のアポトーシス等の細胞状態を確認し、各細胞の蛍光情報および細胞状態の情報と併せて細胞の遺伝子情報、発現情報を解析することができる。

　上記（１）の細胞濃縮・染色・脱色部においては、非接触力によって連続的に前モジュールから送られてくる反応液中に含まれる微量の細胞が連続的に捕獲濃縮され、一定の細胞数に達したところで、細胞標識染色液が導入されて細胞が染色された後に、結合しなかった試薬は洗浄除去され、その後、一定の濃度で細胞が次のモジュールに送出される。この細胞濃縮・染色・脱色部においては、例えば、非接触力として微量流路中に作成した金属電極によって交流電場によって作り出される「誘電泳動力」によって細胞が集まる特徴を利用した細胞の捕獲・濃縮の要素技術が用いられる。

　また、上記（２）の画像の検出の結果に基づいて１細胞単位での分離・精製を行う手段においては、細胞のサイズの違い、細胞内部の核と細胞質とのサイズの比等の詳細な細胞の情報が画像情報として取得され、その結果に基づいて細胞が精製される。画像取得については、高速カメラが用いられ、高速カメラのシャッター周期に合わせて、光源の発光が調整され、各シャッターが切られる期間のうちの一定の時間だけ光源の光を発光させる。例えば、シャッタースピードが1万分の1秒である場合は、その10分の1の期間だけ、ＬＥＤ光源あるいはパルスレーザー光源等の高速発光制御が可能な光源で対象となる細胞に光を照射することで、細胞の精細な形状を獲得することができる。

　上記の分離・精製手段としてセルソーターをチップ上に構築する場合、従来のセルソーターでは、セルソーターに導入する細胞を、別途、遠心分離機などの濃縮工程などを経て濃縮させたために、その過程でのコンタミネーションの問題があった。そこで、本発明においては光学系以外の機能はチップのみでクローズドで行うことにした。すなわち、細胞をチップ上で直接濃縮する構成とし、送液部分および分離した細胞の培養槽もチップ上に形成した。それによって、コンタミネーションや細胞のロスが発生しないだけでなく、手順が簡素化され、処理時間が短縮される使い勝手を改善することができる。また、クローズドにすることで、例えば、幹細胞の分離や臨床検査など、他の検体組織由来細胞のコンタミネーション防止が必須であるケースにおいても、コンタミネーションを考慮する必要が無くなる。このように、本発明は、セルソーターの主要部分をチップ化することで、装置のクロスコンタミネーションの完全な防止などを可能とし、医療分野、特に再生医療分野で必須なクロスコンタミネーションの無い細胞分離システムを提供する。

　本発明において検出対象として想定している細胞は、小さいものではバクテリア、大きいものでは動物細胞（例えば、がん細胞）などである。したがって、細胞サイズとしては典型的には約０．５μｍから約３０μｍ程度の範囲となる。細胞濃縮機能および細胞分離機能の両方を組み込んだ流路を基板の一面に形成して細胞濃縮および分離を連続して行う場合に、まず問題になるのが流路幅（断面形状）である。また、流路は基板表面の一つに基板の厚み方向で約１０～約１００μｍのスペースを使用して、実質２次元平面状に作成することとなる。細胞の大きさからしてバクテリア用では厚み方向で約５～約１０μｍ、動物細胞用では厚み方向で約１０から約５０μｍが最も典型的なサイズとなる。

　本発明の細胞分析装置は、典型的には、同一のチップ内に、細胞を濃縮する機能を持つ細胞濃縮部と、それに引き続き、細胞を分離精製する機能を持つ細胞配列部と細胞分離・精製部、そして分離精製する細胞を識別判断する光学的解析部を含む。細胞濃縮部へは、典型的には、濃縮処理がされていない試料溶液が１つの入り口から導入され、細胞濃縮部の下流に配置された排出部から試料溶液が排出される。このような基本構成に加えて、濃縮部側壁内に設置された濃縮細胞回収口に向けて細胞に対して外力を与えて細胞を濃縮する手段を有していてもよい。このときの外力としては、超音波放射圧、重力、静電力、誘電電気泳動力などを用いることができるが、これらに限定されない。この場合、濃縮部の試料溶液の流れに対して直交する方向で、かつ、濃縮細胞回収口の方向に向けてこれらの外力を与えることができる配置が利用される。

　細胞分離・精製部においては、細胞が流れている流路の中央に細胞が配列するように細胞に対して外力を加えて下流の２つに分岐した流路の一方にすべての細胞が流れることができるようにし、それに引き続いて、配列した細胞のうち回収したい細胞のみに、さらに外力を加えて細胞の流れる位置を移動させることで、上記２つに分岐する流路のうち、この外力を加えたときのみ細胞が別の流路に導入される。ここで、具体的には外力としては、超音波放射圧による定在波の節への細胞の配列手段を利用することができる。あるいは、楔形の電極アレイを組み合わせることで、楔形の頂点の位置に細胞を配列させる手段を利用することができる。あるいは、対になったヒゲ型電極を用いて細胞を２つの対電極の間に配列させる手段を用いることができる。また、この手段を用いれば、サイドシース液を添加すること無しに細胞を一直線に配置することができるため、前段でせっかく濃縮した細胞溶液が希釈されるという上記発明が解決しようとする課題に述べられた課題を合わせて解決できることとなる。

　本発明の細胞分析装置の細胞検出機能は、上記（２）の画像検出型１細胞分離・精製部にある。細胞を画像として捕らえて評価する場合は流路分岐部分の上流にＣＣＤカメラで観測する部位を設け、必要に応じてその下流に細胞分離領域を設置する構造とする。画像によらず、流路を通過する細胞にレーザーなどを照射し、細胞が横切るときの散乱光や細胞を蛍光で修飾している場合はその蛍光を光検出器で検出することもできる。この場合も、検出部の下流に細胞分離領域となる分離流路点を設置する構造とする。

　細胞分離領域である選別部で細胞を分離する場合、細胞選別部に外部から細胞に外力を加えて細胞を移動させる手段として、例えば、誘電電気泳動力を用いる場合には１対の櫛形電極を設置し、細胞を分離して排出することのできる流路を設ける。静電力による場合は、電極に電圧をかけて細胞の流路内での位置変更を行う。このとき、一般に細胞はマイナスにチャージしているのでプラスの電極に向かって動く。

　また、本発明では、試料液のチップ内への導入圧力が、液の移動の駆動力となっているため、細胞濃縮部２１５の廃液出口（流出口２１３）、細胞選別部２１７の精製細胞の出口（細胞回収部２２４）、細胞選別部の廃液の出口（廃液回収部２２３）の圧力がほぼ同じになるように構成することが望ましい（図４Ｂを参照）。そのために、細い流路や、S字状の長い流路など各出口の直前に圧力調整用の流路抵抗調整部を配置している。

　細胞認識と分離のアルゴリズムに関しては次のような特徴がある。

　細胞を画像として捕らえて評価する場合は合流後の流路部分をＣＣＤカメラで観測する部位を設け、測定範囲を面に広げ画像認識で細胞の識別を行い、追跡することでより確実な細胞分離を行う。このとき重要なのは、画像の取り込み速度である。一般の３０フレーム／秒のビデオレートのカメラでは、画像での細胞取りこぼしが生じる。最低２００フレーム／秒の取り込みレートがあれば、流路中をかなりの速度で流れる細胞を認識できる。

　次に画像処理法であるが、取り込みレートが早いということはあまり複雑な画像処理を行うことはできない。まず、細胞認識であるが、前記したとおり、細胞の移動速度や細胞によりまちまちで、場合によっては細胞の追い越しがある。このため、各細胞が最初に画像フレームに現れたときに細胞にナンバリングを施し、以下、画像フレームから消えるまで同一ナンバーで管理を行うこととする。すなわち、連続する複数枚のフレームで細胞像が移動する状況をナンバーで管理する。各フレーム内での細胞は上流側にあったものから順に下流側に移行し、画像中に認識されるナンバリングされた特定細胞の移動速度はある範囲に収まるとの条件でフレーム間の細胞をリンクさせる。このようにすることで、たとえ、細胞の追い抜きがあったとしても各細胞を確実に追跡できるようにする。

　これで、細胞の認識が可能となるが、細胞のナンバリングには、まず細胞像を２値化し、その重心を求める。２値化した細胞の輝度重心、面積、周囲長、長径、短径を求め、これらのパラメーターを用いて各細胞をナンバリングする。各細胞像をこの時点で画像として自動保存することも使用者にとって益があるので行えるようにする。

　つぎに、細胞分離に使用する場合であるが、ナンバリングした細胞のうち、特定の細胞のみを分離しなくてはならない。分離の指標は上記した輝度重心、面積、周囲長、長径、短径などの情報でもよいし、画像とは別に蛍光検出を行うことを併用して蛍光を利用した情報を得てもよい。いずれにせよ、検出部で得た細胞をナンバリングに従い分離する。具体的には、所定時間毎に取り込まれる前記画像からナンバリングされた細胞の移動速度（Ｖ）を計算し、細胞移動速度（Ｖ）に対して検出部から選別部までの距離を（Ｌ）、印加時間（Ｔ）によって、印加タイミングを（Ｌ／Ｖ）から（Ｌ／Ｖ＋Ｔ）までとすることでちょうど目的のナンバーの細胞が電極間に来た時に細胞を電気的に振り分けて分離する。

　また、本発明において用いる上記（３）の高速での1細胞ゲノム解析・発現解析の手段については、上記目的を達成するために、例えば、使用する反応制御装置は、サンプル液の温度変化について、変化させたい複数の温度について、各温度が維持された熱容量の大きな液体を熱交換の媒体に用いて、この熱容量の大きな複数の異なる温度の液体を高速で変化させる手段と、この熱容量の大きな液体とサンプル液との熱交換が迅速に行われる微小反応槽を備える。具体的には、本発明において使用される反応制御装置は、熱交換に適した構造および材質で構成される微小反応槽と、各反応に適した温度の液体を微小反応槽外部に循環させる反応槽熱交換槽と、液体の温度を高精度で維持する熱源を含む複数の液体リザーバタンクと、微小反応槽の温度を迅速に変化させるために任意の液体リザーバタンクから反応槽外部へ液体を導くための切り替えバルブ系と、上記バルブ系の切り替えの際に異なる温度の液体の混合防止機構から構成されている。

　還流する液体で反応槽の温度を制御する利点としては、次の点を挙げることができる。まず温度のオーバーシュート問題を解決できる点が挙げられる。常に還流している液体の温度は一定であることから、反応槽表面の温度と液体の温度は瞬時に平衡化する。反応槽およびサンプルの熱容量は、還流している液体と比較して微々たるものであることから、局所的に液体から熱が奪われたとしても液体は連続して流れてくることから、熱勾配は基本的に発生しない。勿論、反応槽の温度は液体の温度を超えることはない。異なる温度の液体を反応槽熱交換槽に順次に流し込むことにより、0.5秒以内に30度以上温度を変化することが可能である。

　以下、図面を参照して本発明の実施形態をより詳細に説明するが、これらは単なる例示であって、本発明の範囲がこれらの実施形態に限定されるものではない。

　（細胞分析装置のシステム構成）
　図１は、本発明の細胞分析装置を用いて行う、血中サンプルの採取から分析までの手順の一例を図示したものである。

　患者から採取した血液サンプルはそのまま、細胞濃縮・染色部に導入される。ここで血液から細胞成分のみを抽出して、これに蛍光癌マーカーなどの蛍光標識剤を添加して、試料細胞と反応をさせた後、反応しなかった余剰の蛍光標識剤を洗浄除去し、次の画像検出型1細胞分離精製部に最適な細胞濃度、溶液に調整した形で、画像検出型1細胞分離精製部へと導入される。

　次に、画像検出型1細胞分離精製部では、1次検出として、1細胞レベルでの蛍光標識に基づいた蛍光の発光の有無を確認する。これによって細胞が対象となる細胞かどうかを従来の標識技術で確認することができる。そのうえで、蛍光を発して対象となる細胞について、高速カメラによって採取した画像をリアルタイムで分析することで、１）蛍光を発する細胞が、孤立細胞であるか、あるいは他の細胞との細胞塊となっているかを判別し、また、２）蛍光を発する細胞が健常な状態であるか、細胞の核と細胞形状が変形しているアポトーシス等の状態となっているかを判別し、目的に応じて、健常な細胞の回収、あるいは、アポトーシスを起こしている細胞の回収を行って、それぞれの細胞の形態について別々に遺伝子解析、発現解析ができるように次段の高速・微量対応の遺伝子解析・発現解析部に導入することができる。特に、細胞塊となっている場合には、ターゲットとなっている細胞以外の細胞が混入することとなるので、蛍光を発する細胞がある場合であっても回収は行わない。

　また、この段階で識別し、精製された細胞については、遺伝子解析・発現解析部に導入する以外に、精製された細胞単位で、コンタミネーションフリーにて再培養を行うこともできるものとする。

　遺伝子解析・発現解析部は、導入された細胞を、微量の細胞単位で、画像検出型1細胞分離精製部の情報に基づいて同一の細胞と判別された細胞1細胞として、あるいは同一細胞の集団単位で遺伝子の同定、あるいは、発現の同定を行うものである。

　図２は、上記図１で示した手順を実現する細胞分析装置システム１の全体像の一例を示したものである。装置システム１は、血液サンプルを導入して細胞の前処理を行う濃縮・染色・脱色モジュール１０、細胞の１細胞単位での識別・精製を行う画像検出型１細胞分離・精製モジュール２０、精製された細胞の遺伝子解析、発現解析を行う１細胞ゲノム解析・発現解析モジュール３０、各モジュール間での試料の搬送を行う送液モジュール４０、およびシステム全体の動作を制御し、かつ、解析結果を分析する制御・解析モジュール（コンピュータ）５０を備える。

　図３から図６のそれぞれに、図２で示した例における、各モジュールの構成の一例を示す。

　まず図３は、被験体（例：癌患者）由来の血液サンプルを導入して細胞の前処理を行う細胞濃縮・染色・脱色モジュール１０の構成の一例を示したものである。図３の例において、細胞濃縮・染色・脱色モジュール１０は、シャーシ１１４の上に一体となって配置されており、モジュール内には、試料細胞サンプル、染色剤、洗浄剤の各溶液を保持する容器またはリザーバ（１０１、１０２、１０３）があり、ここから回転アーム１１５に取り付けられた分注ヘッド１０４によって、溶液をターンテーブル１０５上に配置した底面に濃縮・脱色フィルター１０６が配置されたチャンバー１０７（合わせて濃縮チャンバー１０８）に導入することができる。濃縮チャンバー１０８には、まず血液などの試料細胞サンプルが導入され、圧力ポンプ１０９によって液体成分をフィルターを通じて廃液回収チューブ１１０に排出することによって、細胞の濃縮が行われる。次に、分注ヘッド１０４を使って、染色液が導入され、一定の時間反応させた後に、再度、圧力ポンプ１０９によって染色液は排出される。次に、脱色剤を濃縮チャンバー１０８に導入することで、過剰な染色剤は洗浄されて排出される。その後、一般には洗浄剤を兼ねる希釈液を導入して、細胞を希望の濃度に希釈して、先端に回収チップ１１３を備えた回収ヘッド１１１を通じて、細胞を回収チューブ１１２に導入する構成となっている。

　図4は、細胞の1細胞単位での識別・精製を行う画像検出型1細胞分離・精製モジュール２０の構成の一例を示したものである。図４Ａに示すように、画像検出型１細胞分離・精製モジュール２０は、光源２０１、ミラー２０２、集光レンズ２０３、ダイクロイックミラー２０４、フィルター２０５、蛍光検出用の光検出素子２０６、高速カメラ２０７、および散乱光検出用フォトダイオード２０８から構成される光学系、ならびに細胞試料を導入するセルソーターチップ２０９から構成されている。図４Ａのモジュールでは、セルソーターチップ２０９を通過する細胞に対して、パルスレーザーや高輝度ＬＥＤ光源などの光源２０１、細胞の通過を散乱光で検出するフォトダイオードなどの光検出素子２０８、蛍光を検出するフォトマルチプライヤーなどの高感度光検出素子２０６、高速カメラ２０７などで同時に複数の情報を検出することが出来るようになっている。そして、光源の照射光については、連続光を照射しても良いが、ブレの無いより画像の空間分解能を高めるために、高速カメラ２０７のシャッター周期に同期して、パルス光を発生させることで、より短時間の光照射で、より項時間分解能の像を取得することが出来る構成となっている。

　ここで、画像による処理と、蛍光あるいは散乱光による処理とを併用してもよいことは言うまでもない。また、高速カメラ２０７で得られた画像データはコンピュータ５０のモニターに表示して、使用者の観察に供することもできる。また、観察したい蛍光が複数の場合には、フィルター２０５を適切に調整し、複数の励起光を透過させるとともに、下段での蛍光検出のための蛍光波長に重ならない波長を選んで、細胞に光を照射し、観察したい蛍光の種類に合わせてダイクロイックミラー２０４から、フィルター２０５、蛍光検出器２０６までの装置を付加したものを複数組み合わせれば良い。また、この構成を用いることで、細胞像についての蛍光観察結果をデータとして用いることもできる。

　細胞認識と分離のアルゴリズムに関しては次のような特徴がある。

　細胞を画像として捕らえて評価する場合は合流後の流路部分をＣＣＤカメラで観測する部位を設け、測定範囲を面に広げ画像認識で細胞の識別を行い、追跡することでより確実な細胞分離を行う。このとき重要なのは、画像の取り込み速度である。一般の３０フレーム／秒のビデオレートのカメラでは、画像での細胞取りこぼしが生じる。最低２００フレーム／秒の取り込みレートがあれば、流路中をかなりの速度で流れる細胞を認識できる。

　次に画像処理法であるが、取り込みレートが早いということはあまり複雑な画像処理を行うことはできない。まず、細胞認識であるが、前記したとおり、細胞の移動速度や細胞によりまちまちで、場合によっては細胞の追い越しがある。このため、各細胞が最初に画像フレームに現れたときに細胞にナンバリングを施し、以下、画像フレームから消えるまで同一ナンバーで管理を行うこととする。すなわち、連続する複数枚のフレームで細胞像が移動する状況をナンバーで管理する。各フレーム内での細胞は上流側にあったものから順に下流側に移行し、画像中に認識されるナンバリングされた特定細胞の移動速度はある範囲に収まるとの条件でフレーム間の細胞をリンクさせる。このようにすることで、たとえ、細胞の追い抜きがあったとしても各細胞を確実に追跡できるようにする。

　これで、細胞の認識が可能となるが、細胞のナンバリングには、まず細胞像を２値化し、その重心を求める。２値化した細胞の輝度重心、面積、周囲長、長径、短径を求め、これらのパラメーターを用いて各細胞をナンバリングする。各細胞像をこの時点で画像として自動保存することも使用者にとって益があるので行えるようにする。

　次に、細胞分離に使用する場合であるが、ナンバリングした細胞のうち、特定の細胞のみを分離しなくてはならない。分離の指標は上記した輝度重心、面積、周囲長、長径、短径などの情報でもよいし、画像とは別に蛍光検出を行うことを併用して蛍光を利用した情報を得てもよい。いずれにせよ、検出部で得た細胞をナンバリングに従い分離する。具体的には、所定時間毎に取り込まれる前記画像からナンバリングされた細胞の移動速度（Ｖ）を計算し、細胞移動速度（Ｖ）に対して検出部から選別部までの距離を（Ｌ）、印加時間（Ｔ）によって、印加タイミングを（Ｌ／Ｖ）から（Ｌ／Ｖ＋Ｔ）までとすることでちょうど目的のナンバーの細胞が電極間に来た時に細胞を電気的に振り分けて分離する。

　細胞の分離精製についての構成の一例は以下のとおりである。入れられた試料溶液中の細胞の濃縮から配列、精製までを平面チップ上に２次元に展開して配置された一連の微細加工された流路と、チップに組み込まれた細胞に力を作用させる手段からなる。

　細胞分離精製モジュールはチップ上に構成されている。図４Ｂは、そのようなチップ上に構成されたセルソーターチップ２０９の例を模式的に示す。チップ基板２１０の内部にマイクロ流路２１１を、上面にこの流路に連通する開口を設け、試料や必要な緩衝液（培地）の供給口とする。流路の作成はＰＭＭＡなどのプラスチックを金型に流し込むいわゆる射出成型で作成することで作成することもできるし、あるいは、複数のガラス基板を接着することで作成することもできる。チップのサイズは、例えば５０×７０×１ｍｍ（ｔ）であるがこれに限定されない。チップの内面に刻まれた溝や貫通穴を流路やウェルを流れる細胞を、高倍率の光学顕微鏡で観察できるように、ＰＭＭＡプラスチックを用いた場合には、例えば、０．１ｍｍ厚のラミネートフィルムを熱圧着して用いており、また、ガラスの場合は同様に０．１ｍｍのガラスを光学接着することで用いている。例えば、開口数１．４、倍率１００倍の対物レンズを用いて、０．１ｍｍのラミネートフィルムを通して流路内を流れる細胞を観察できる。プラスチックの場合、プラスチックを透光性の高いものとすれば、チップ基板２１０の上面側からも観測できる。また、本発明で想定している細胞は、小さいものではバクテリア、大きいものでは動物細胞でがん細胞のようなものである。したがって、細胞サイズとしては典型的には０．５μｍから３０μｍ程度の範囲となるが、厳密にこの範囲に限定されるわけではなく、本発明が有効に使用される限り任意のサイズの細胞が使用されうる。細胞濃縮と細胞分離を基板の一面に組み込んだ流路を用いて連続して行おうとすると、まず問題になるのが流路幅（断面形状）である。また、流路２１１は基板表面の一つに基板の厚み方向で典型的には１０～１００μｍ内外のスペースに実質２次元平面状に作成することとなる。細胞の大きさからしてバクテリア用では厚み方向で５～１０μｍ、動物細胞用では厚み方向で１０から５０μｍが適当なサイズとなる。

　チップ２０９上で、まず、試料溶液は、流入口２１２からシリンジポンプあるいは、空気圧などの脈流が発生しない、細胞導入手段によってマイクロ流路２１１に導入される。マイクロ流路２１１に導入された細胞を含む試料液は、そのまま下流にある流出口２１３に向けて印加前の粒子の流れ２１８の流線に沿って流れて行き排出される。このときマイクロ流路２１１の側壁の一部に配置された細胞濃縮液入り口２１４に向けて細胞が濃縮されるように細胞に対して連続して外力を加える手段が導入されており、その外力によって、細胞は印加後の細胞の流れ２１９に沿って濃縮されてゆき、流入口２１２で導入された細胞濃度の１００倍以上の高濃度の細胞濃縮液が細胞濃縮液入り口２１４に導入される。

　このとき細胞に加える外力としては、超音波放射圧、重力、静電力、誘電電気泳動力を用いることができる。例えば、超音波放射圧を用いる場合には、試料液の流れに直交し、かつ、細胞濃縮液入り口２１４の方向に超音波の進行波を発生させて、その超音波の放射圧によって印加後の細胞の流れ２１９を発生させることができる。超音波の導入手段については、ＰＺＴ系圧電素子をチップ２０９表面に接着しても良いし、あるいは、細胞濃縮部２１５に表面弾性波が発生するように櫛形電極アレイを圧電素子表面に配置し、これを細胞濃縮部２１５表面に張り付けて、浸み出した超音波が細胞濃縮部２１５に導入されることを利用しても良い。重力を用いる場合には、試料液の流れに直交し、かつ、細胞濃縮液が濃縮液入り口２１４の方向が重力の方向となるように、チップ２０９の空間配置を調整しても良いし、あるいは、回転することができる円盤上に、チップ２０９を、試料液の流れに直交し、かつ、細胞濃縮液が濃縮液入り口の方向が円盤の動径方向と同じ方向に配置しても良い。静電力を用いる場合には、マイクロ流路２１１の側壁に電極を配置することで、細胞が側壁に向かって外力を受けるように配置すれば良く、その場合には、対象となる細胞の持つ細胞表面の電位が正となるか負となるかに応じて、どちらの電荷を印加するかを決めればよい。ただし、静電力を発生させる場合は、電流を加える電極表面の電位が過酸素化電位、あるいは過水素化電位などの一定の電位を超えると気泡が電極から発生することとなるため、印加する電圧は非常に弱いものとなり、それ故、マイクロ流路２１１の流路距離は、細胞に加える外力の種類と強さに応じて柔軟に調整しなければならず、例えば静電力の場合は十分に長いものとならなければならない。誘電電気泳動力を外力として用いる場合には、細胞濃縮部２１５内に、試料液の流れに直交し、かつ、細胞濃縮液が濃縮液入り口２１４の方向に誘電電気泳動力が加えられるように、電極を配置すれば良い。

　次に、図４Ｃに示すように、細胞濃縮液が濃縮液入り口２１４に導入された濃縮細胞液は、収束部２１６において、溶液中で流れに沿って一列に配列される。具体的には、誘電電気泳動力、あるいは超音波放射圧の定在波モードを用いることで、収束部２１６の流路の中央部に細胞が引き寄せられるように外力を発生させる手段を有するものである。このようにして中央に一直線に配列された細胞は、細胞選別部２１７の前段に配置された細胞検出領域２１８において、細胞を計測して、その各細胞の種類を判定した後に、上流から下流への流れに垂直な方向への外力を加えることの有無によって、細胞選別部分岐部２２０において分岐する２つの下流域である第一の流出口２２１と第二の流出口２２２のいずれかに誘導するものとなる。

　実際の収束部２１６の構成の例として、誘電電気泳動力によって外力を実現する場合の、電極配置の構成の一例としては、楔形の交互に配置した形状の電極（収束用V字櫛形電極）２２５を配置し、収束用V字櫛形電極接点に交流電圧を印加することで、細胞をこの楔形の頂点の位置に向けて細胞に対して外力を加えることができ、その結果、楔形の頂点の位置に細胞を連続して濃縮することができる。この実施例の電極で重要なのは、流路中に配置された電極の形状であり、下流側に向けて角度をもった電極であることと、この電極が一直線ではなく鋭角な先端を持ち、かつ、軸対象な形状を持つ、くし型電極アレイであることで、誘電電気泳動力を受ける細胞は、それによって斥力を受ける場合であっても、引力を受ける場合であっても、流れによって細胞が下流に押し流されてゆく力と、鋭角な先端部分に向けて細胞が受ける力の合力によって、細胞は、この鋭角な電極先端部分に誘導されて配列することとなる。言い換えると、流路中の細胞を濃縮させたい位置に、電極アレイの鋭角の頂点の位置を配置することで、細胞は、流れによって下流に進む力と、この鋭角先端方向に向けた誘電電気泳動力との合力によって、鋭角先端部に集まることとなる。

　図５に、精製された細胞の遺伝子解析、発現解析を行う１細胞ゲノム解析・発現解析モジュール３０の構成についての一例を図示する。反応槽３０１は窪みを複数個有するアルミ、ニッケル、ないし金の薄板から構成されている。窪み領域における薄板の厚さは10から30ミクロン程度であり、隣り合った窪みの間の領域は全体的に強度を担保するために、厚さが100ミクロンから500ミクロンとする。反応槽３０１は四角もしくは円形の反応槽枠の底面に固定されており、反応槽熱交換槽３０２との脱着が容易である構造となっている。反応槽熱交換槽３０２に導入される液体の温度は液体リザーバタンク３０３の内部に配置されている熱源により過熱されている。熱源の表面から迅速に熱を奪い、液体リザーバタンク３０３内部の温度を均一にするために、攪拌機構が用意されている。液体リザーバタンク中の液体はポンプ３０４により流路内部を導かれる。切り替えバルブ３０５によって、液体は反応槽熱交換槽３０２に導かれるか、バイパス流路に導かれることにより直接液体リザーバタンク３０３に戻る。必要に応じて、補助温度制御機構３０６によって、液体の温度が僅かに制御され、液体リザーバタンク３０３内部の温度変動を抑制するようになっている。反応槽熱交換槽３０２の基本構成としては、異なる温度の液体を導入するインレットＡ（３０７）、インレットＢ（３０８）を有している。数はサンプル液の温度を変化させたい複数の温度に一致する数だけ2温度分以上の複数を用意することとなり、例えば3温度系を達成したい場合には3つとなり、本実施例で示した２個に限定されない。また、反応槽熱交換槽３０２の液体を液体リザーバタンク３０３に戻すために、複数のアウトレット、アウトレットＡ（３０９）、とアウトレットＢ（３１０）を有する。数は２に限定されない。色々な形状の反応槽を用いることが可能であり、一つの例として反応槽Ａ、反応槽Ｂ、反応槽Ｃ、反応槽Ｄを示す。ここで、反応槽熱交換槽３０２の液体については、水を用いても良いが、熱容量が大きく、かつ、粘性が低い液体を用いても良い。例えば、液体アンモニアなどがある。また、反応槽熱交換槽３０２の液体については、水より沸点の高い液体を用いることで、確実に、サンプル液を１００度にしたり、あるいは、水より凝固点の低い液体を用いることで、装置内で循環する液体の凝固を防ぎながら水の凝固点までの温度の変化を確実に行うこともできる。

　また、反応槽枠には、反応槽３０１内のサンプル液３１１の反応によって変化する、サンプル液中の蛍光色素の蛍光強度の変化を、１つあるいは複数の反応槽３０１の各々について計測できるように、蛍光色素の励起光ならびに蛍光を透過する光学窓が配置されており、また、蛍光検出器３１２が配置されることで、計測された各反応槽３０１の蛍光強度の時間変化を計測することができる。図５の実施例では、複数の蛍光検出器３１２各々の内に、励起光照射機構と、蛍光検出機構が具有しており、異なるプライマー、あるいは異なるサンプル液を滴下した複数の反応槽３０１の各々の異なるＰＣＲ増幅情報を独立して計測することができる構成となっている。また、蛍光検出器３１２で取得された蛍光強度データは、制御解析部３１３で記録され、ＰＣＲ反応によって得られたサンプル液内のＤＮＡ量、あるいは、ｍＲＮＡ量を見積もる機能を有する。さらに、制御解析部３１３では、切り替えバルブ３０５の切り替え情報を取得することで、バルブ切り替え後のサンプル液３１１の温度変化が目的の温度に達したかどうかを、蛍光強度の時間変化から見積もる機能、およびその結果に基づいてバルブ切り替えを制御する機構も有する。これは、蛍光色素が普遍的にもつ水分子の運動に基づいた蛍光消光が液温に依存することを利用して、蛍光強度の単位時間での変化量が小さくなること、あるいは、ゼロとなることから見積もるものであり、特に、ＤＮＡを変性させる高温状態の達成の確認に有効である。

　また、本実施例では、各反応槽３０１に１つの検出器を配置したが、蛍光例起用光源と冷却ＣＣＤカメラなどの蛍光定量検出が可能なカメラを組み合わせて複数の反応槽の蛍光強度変化を計測しても良い。あるいは、反応槽３０１の数より少ない検出器を用いる場合には、Ｘ－Ｙ面で高速に移動することができる機械式駆動機構を検出器と組み合わせることで、すべての反応槽の蛍光強度を計測しても良い。

　反応に必要な試薬は凍結乾燥しておくと便利である。反応槽の底部に凍結乾燥試薬を調製しておくことは可能である。また、サンプルを分注する際に用いられる分注チップ内部にプラグ状の凍結乾燥試薬を形成しておけば、サンプルを上下に移動させることにより試薬をサンプル中に溶解することが可能である。または、ナイロン繊維等が束ねられている繊維玉表面に凍結乾燥試薬を形成しておき、反応槽内部のサンプル中に挿入して攪拌することにより凍結乾燥試薬を溶解することも可能である。

　薄膜から構成されている反応槽３０１を直接ハンドリングするのは不便であるので、反応槽３０１を反応槽枠に固定すると便利である。反応槽枠は断熱性材質であるポリスチレン、ポリカーボネート、ＰＥＥＫ，アクリル等で形成することが望ましく、また反応槽３０１との結合面積を抑えることが、反応槽３０１の迅速かつ高精度な昇温、降温に望ましい。反応槽３０１を反応槽熱交換槽３０２に装着するにあたって、反応槽枠の表面にネジ山を形成しておき、反応槽枠をねじ込む方法がある。水密性の保持のために、開口部にシールを装着することが望ましい。または、テーパー状反応槽枠を採用し、圧力のみで装着することも可能である。

　次に、バルブの切り替え機構の具体例を示す。反応槽３０１に液体を導入するためのインレットバルブＡ、インレットバルブＢ、外部に導くためのアウトレットバルブＡとアウトレットバルブＢがある。インレットバルブＡから導かれる液体はアウトレットバルブＡから液体リザーバタンクに戻り、インレットバルブＡから導かれる液体はアウトレットバウルＢから別の液体リザーバタンクに戻る。この二つの状態を交互に繰り替えることにより、反応槽中のサンプルを反応することができる。さらに望ましいバルブ切り替え方法としては、上記の二つの状態以外に、インレットバルブＢとアウトレットバルブＡ、もしくはインレットバルブＡとアウトレットバルブＢが一瞬の間同時に開放することにより、異なる温度の液体が混合することを抑制でき、それぞれの系の液体リザーバタンクの温度制御が容易になる。PCRを行うときの条件は、例えば、反応バッファ 1.0 μL、2mM dNTP (dATP、dCTP、dGTP、dTTP) 1μL、25 mM 硫酸マグネシウム 1.2 μL、10％牛胎仔血清 0.125μL、SYBR Green I 0.5 μL、プライマー2種類各0.6μL、 滅菌水 3.725μL、KOD plus polymerase 0.25μL、ゲノムDNA1.0 μLの割合で混ぜ合わせたものを使うことができる。温度条件としては、まず95℃ 10 sec行い、次に95℃ 1 sec、60℃ 3 secの温度変化を40サイクルで計測することが出来る。

　図6は、各モジュール間での試料の搬送を行う送液モジュール４０の構成の一例を図示したものである。シャーシ４０６上に配置された各モジュール間での液体のやり取りを行う分注ヘッド４０１、分注チップ４０２を有しており、また、Ｚ軸方向での分注ヘッドの高さ方向の制御をする機能としてのＺ軸移動ガイド４０３及びＺ軸移動モータ４０４と、アームの回転機構としてのアーム回転モータ４０５とによる、Ｘ－Ｙ面での分注ヘッド４０１の位置の制御機能を有している。

　図７は、本発明の細胞分析装置を用いて行う細胞分析のうち、炭疽菌の芽胞等の細胞を覆う殻によって細胞中の核酸成分が容易に試料溶液中に溶出しない試料について、細胞の発現解析をする手順の前に、細胞を覆う殻を破砕する手順が導入されているサンプルの採取から分析までの手順の一例を図示したものである。この細胞破砕を行う手順を加えることで、本細胞分析装置は、上で述べた血液細胞の分析手段とまったく同様の手段によって、炭疽菌の芽胞等の細胞の分析を行うことが可能となる。

　図８は、炭疽菌などの芽胞を有する細胞について、細胞内の遺伝子、発現情報を分析するために微量サンプルの細胞を覆う芽胞等の殻を自動的に破砕するための基本構造の一例を模式的に示す。容器８０１に微量サンプル８０２を分注し、破砕用の回転体８０３を容器８０１の内部に置く。容器８０１の内部で回転体８０３を回転させるためには、回転体８０３を回転シャフト８０４で容器８０１に押し付ける。回転体８０３が容器内部で自転および公転することにより、微量サンプル中の試料８０５が研磨剤８０６によって磨り潰される。工程終了後には、回転体８０３を除去することにより処理後の試料８０５を容易に回収することができる。回転体８０３および容器１は簡単な構造であるため、消耗品として扱っても問題もない。

　図９は、図８で示した基本的な細胞破砕機構の種々のバリエーションを模式的に示す。高い効率で試料を破砕するためには、回転体が容器に密接に触れることが必要である。図９Aに示す例では、回転体８１０を含む容器８１１はゴム等の柔軟性構造体８１２に保持されている。シャフト８１３の先端部位８１４は斜めにカットされていることから、シャフト８１３が回転体８１０に押し付けられると、回転体８１０は容器８１１を下方向および横方向に押し付けることになり、柔軟性構造８１２が変形することにより、圧力が吸収されることになる。結果として、回転シャフト８１３に過剰なストレスを与えることなく、回転体８１０と容器８１１を密接に保持しながら、試料を破砕することができる。図９Bに示すように、ストレスを逃がす方法として、回転シャフト内部に垂直および横方向に変形するバネ機構８１５を組み込むことも可能である。

　図１０は、本発明において使用する細胞破砕機構のさまざまな形状の回転体および回転シャフトの可能性を示す。シャフト先端が斜めにカットされているもの(図１０a)以外にも、緩やかな曲面に窪んでいる（図１０b）、擂鉢状である（図１０c）などでも良い。また、回転体は真球である必要はなく、シャフトと回転体が緩やかに噛み合う様な構造であってもよい（図１０d）。半球を、斜めにカットされた回転シャフトで回転しても良い（図１０e）。さらに、卵型の回転体や（図１０f）、回転シャフトに噛み合うような突起構造を有しても良い（図１０g）。また、お皿状の回転体をシャフトで回転させることも可能である（図１０h）。

　図１１に、本発明における細胞破砕工程の一例を示す。容器８３０の中には、回転体８３１と研磨剤８３２が封入されている（図１１a）。破砕する直前に、封印８３３を破り（図１１b）、細胞を含むサンプル８３４を容器８３０内に分注する（図１１c）。回転体８３１を回転シャフト８３５で押し付けながら回転することにより（図１１d）、サンプル中の細胞が研磨剤８３２で破砕され、成分８３６が溶出する（図１１e）。破砕作業の終了後には、回転体８３１を容器８３０から除去するとサンプルの回収が容易となる（図１１f）。回転体の除去方法としては、負圧、磁力、静電気力を利用することが可能であり、回転シャフト内にその様な機構を組み込むことも可能である。勿論、特化された機構を別に用意しても構わない。

　図１２に、本発明における細胞破砕工程が自動化された場合に使用され得る機構の概念図を示す。複数の容器８４０が一体化されて形成されていて、それぞれの容器内には、予め回転体が封印されている。封を破るためには、回転シャフトを直接押し付けて破る（図１２A）、回転シャフトに装着された開封用カッター８４１にて破る（図１２B）等の方法が可能である。シャフトと容器の相対位置を自動的に変更することが可能で、複数のサンプルを次々と破砕できる。

　図１３に、本発明の細胞分析装置システムにおいても使用されうる本発明のオンチップ・セルソーターチップの一例を示す。セルソーターチップ１３０１においては、チップ基板上に軸対象な3つの流路がそれぞれ上流側（１３０２，１３０４，１３０６）、下流側（１３０３，１３０５，１３０７）に対称に配置されており、これら３つの流路の合流点では、３つの流路は層流を保ちながら合流し、そのままの状態を維持して下流の３つの流路に分岐してゆく。したがって、試料が流れる中央の流路の上流側１３０２は、下流側中央の流路１３０３へ、２つのサイドシースフローについてもそれぞれ、上流側流路１３０４が下流側１３０５へ、また上流側流路１３０６から下流側流路１３０７へと誘導されるようになっている。また、３つの上流側流路の入り口は、それぞれ入り口開口部１３０８、１３０９、１３１０につながっている。特に、試料液リザーバー１３２２につながった、試料が流れる流路上流の入り口開口部１３０８については、典型的には（しかし、限定されないが）、小型の円環状キャップ（または栓）を付加することで、シース液リザーバー１３１１に蓄えられたシース液を流す流路の入り口開口部１３０９、１３１０とは切り離されており、試料溶液が拡散することが無いように配置されている。下流側のリザーバーも上流側と同じように配置されており、廃液リザーバー１３１２は、２つのサイドシース液が流れる流路の出口開口部１３１３、１３１４とつながっているが、精製試料回収用のリザーバー１３２３は、回収精製サンプルの出口開口部１３１５とつながっており、出口開口部１３１５には、典型的には（しかし、限定されないが）、小型の円環状キャップが付加されており、回収された精製試料は、廃液リザーバーに拡散しないようになっている。

　また、流速の発生に試料リザーバーとシース液リザーバーの液面の高さの廃液・回収液リザーバーの液面高さとの差を利用した重力型、あるいはリザーバー上面にキャップを付けて加圧空気を用いて液面に圧力を加えて流速を発生させる場合には、合流点で理想的な層流が発生するために、３つの流れの速度が同じになるように、合流点からの上流側、下流側それぞれの３つの流路については、その流路断面の形状、合流点から溶液入り口までの距離が一致しているものとすることが好適である。また、サイドシースフロー（あるいは廃液）のリザーバーの断面積と、内側の試料／回収サンプルのリザーバーの断面積の比を１（試料・回収リザーバー）：２（サイドシース液リザーバー・廃液リザーバー）とすることが望ましい。これは、各リザーバーの液面高さの変化が異なる場合には、液面の高さの減少率が異なってしまい、これが最終的に合流点での層流の発生を破壊することとなるからである。したがって、試料入り口１に対して入り口が２つあるシース液で単位時間当たりの液の流れ出し量が１：２であることから、液面の高さが一致するように、各リザーバーの断面積の比を１：２とすることとした。これを普遍化すると、各リザーバーに結合している流路の総断面積の比が、各リザーバーの断面積の比に一致するようにすることが望ましい。

　次に、６つの流路のすべてが合流する、壁のない３つの層流が合流している地点に、電極が配置されている。電極は、典型的には、ゲル電極で構成される。ゲルについては、たとえば電解質が電流キャリアーとなるようにＮａＣｌが溶け込まされたアガロースゲルを用いている。ゲルの先端が流路に直接接触できるように、ゲルは、ゲル充填のためのY字型の流路１３１６に、入り口１３１７からゾル状態のアガロースゲルを入れ、これが出口１３１８に向かうことできるために、ゲルはセルソーター流路の中に侵入しないで境界線で表面張力によって静止する。ゲル電極を使用する利点として、電場を印加するために電源１３２０に接続された白金線などの電線１３１９をこのゲル導入点に差し込むことで、流路に接するゲル電極境界では、通常の金属電極では気泡が流路内で発生してしまう電圧以上に上げても気泡の発生はなく、電流を印加できる。電場印加のｏｎ－ｏｆｆは、例えば、スイッチ１３２１を利用して調節できる。

　図１４は、特に図１３のA-A断面での、上流側のリザーバーの断面の一例を模式的に示したものである。セルソーターチップ１４０１には流路１４０９が埋め込まれている。典型的な実施形態では、キャップ１４０２によって外側のシース液リザーバー１４０３の上面が塞がれることで、加圧空気導入パイプ１４０５から適切な流速になる空気圧が供給される。図からもわかるように、試料が流れる流路１４０９は試料リザーバー１４０４につながっており、試料液とシース液は混ざらないようになっている。また、好適かつ典型的な実施形態では、試料リザーバーとシース液リザーバーとの断面積比は、流路数の比が１：２のため、１：２とされ、各流路につながる各リザーバーの液面高さが同じになるように調整されている。

　さらにより大量の試料を処理できるように、液を供給する機構を付加することができる。これは、試料溶液導入チューブ１４０６、あるいはシース液導入チューブ１４０７、および各リザーバーの壁面に導電性計測を用いた水位計測センサー１４０８が組み込まれている。これによって、水位が一定以下になると、一定の高さになるまで試料液をチューブを介して供給することができる。水位計測センサー１４０８は、それぞれ設定したい高さの水位の下限および水位の上限に配置した電極または電極対等で構成することができる。

　図１５は、本発明のセルソーターにおいて、大量試料を扱うための別の構成の一例を示した例である。チップ１５０１上に３つの大型リザーバー１５０２が３つの流路のそれぞれの上流に配置されており、これらについては空気圧印加装置１５０３から圧力センサー１５０４を経て、分配バルブ１５０５を使って圧力をより柔軟に分配することができる。また、試料の回収については、選別（精製）された試料も廃液もチップより下の位置に配置された選別試料回収リザーバー１５０６および廃液回収リザーバー１５０７でそれぞれ回収されることとなる。

　図１６は、実際の試料がチップ中で回収される手順を模式的に示したものである。上流から流れてきた試料溶液流１６０１は、２つのサイドシース溶液の流れ１６０２と１６０３に挟まれて、その配置を維持しながら、細胞モニター領域１６０４に進む。そこで各細胞の形状判別、蛍光標識の有無などを確認して、その結果に基づいて下流で細胞分離を行う。回収したい細胞が流れてきたときには、そのまま下流の選別試料回収流路１６０６に流し、廃棄したい細胞あるいは微粒子が流れてきた場合には、その電荷が正負のどちらであっても、対向して配置された２つのゲル電極１６０５に電圧を印加することで、２つのサイドシース流１６０７のどちらかに移動して、排除することできる。

　図１７は、画像処理型セルソーターにおける細胞回収の指標のひとつを説明する模式図である。通常、細胞はG0周期にあり、核が存在しており（図１７Ａ(a)）、これは明確に細胞内での黒い球として画像認識される（図１７B(a)）。他方、分裂期にある細胞は、核が消失しているため（図１７A(b)）、細胞を画像認識しても核を確認することができない（図１７B(b)）。従来の抗体標識等の標識技術は、細胞の状態を確認することは困難なため、本発明においては、このような画像認識によって、細胞の形状の確認に加えて、細胞内の核の有無によって分裂中の細胞を回収することができる。一般に、血中を流れる正常細胞はすでに最終分化しているものが大半であるが、本発明により、血中で細胞分裂をしている細胞を回収することで、血中がん細胞や幹細胞などの分裂能をもった細胞を回収することが可能となる。

　図１８は、実際に本発明の画像認識型セルソーターを動作させるときのフラッシュ光源を用いた時の動作タイミングチャートの一例である。高速カメラを用いてチップ中を移動する細胞を観察する場合、そのブレを防ぐためには、対物レンズの倍率に基づいてカメラの1画素の空間分解能を算出し、試料の流れについての移動速度が決まっている場合、その流速で１画素サイズ分の移動量を算出し、その移動にかかる時間だけフラッシュライトをONにすればよい。すなわち、
 
　フラッシュ時間　＝　画素サイズ／流速
 
で、各シャッターのインターバルにおいてフラッシュを1回発光させれば良い。たとえば、1/2,000秒カメラの画素サイズは12 μm×12 μmであり、20倍の対物レンズで観察した場合の画素分解能は0.6 μm/pixelであることから、60cm/sの流れで、１μｓの速度でフラッシュ発火を行うことができるLED光源を用いれば、実際にブレの無い画像を取得することができる。

　本発明はまた、以下に例示的な態様を記載するオンチップ・セルソーターシステムを提供する。なお、これらのシステムにおいて各部の制御（例：光学系による画像取得および解析、外力付加装置による外力付加、etc.）は、上記の実施形態と同様にパソコン等を含む制御装置を用いて行われることができる。

　図１９は、画像検出型１細胞分離・精製（セルソーター）モジュールにおける画像ボケを防ぐための光学系の構成の１例を模式的に示す図である。通常、顕微鏡の光学系を用いてターゲット粒子を観察する場合には、対物レンズの倍率のみで対象物の像の拡大率を決めるが、この場合、光学系の焦点深度と被写界深度は、対物レンズの倍率と開口数に依存することとなり、対物レンズの倍率を上げるほど光学系の焦点深度と被写界深度は浅くなる。

　微小流路中で、対象物の観察を行う場合、対象物が細胞の場合、そのサイズが数ミクロン程度の微小なものから数十ミクロンのクラスターまで様々なサイズの試料が流れるためには、流路の幅と深さは最大のサイズの試料が流れるのに十分な大きさである必要がある。しかし、画像を認識して試料の種類を判別するためには、画像の解像度は高いほうが好ましい。一般に光学顕微鏡で倍率を高めるためには、より開口数の高い対物レンズを用いる事が通常であったが、このような手段を用いると、焦点深度が浅くなり、結果として流路での被写界深度も浅くなってしまうという問題があった。画像認識型セルソーターでより高精細な画像から試料を識別するために、対象試料の拡大率を上げて、かつ、被写界深度を流路高さ程度とするためには、まず対物レンズの焦点深度および被写界深度が流路の高さ程度となる開口数の対物レンズを選び、この対物レンズの後段にズームレンズを入れれば良い。具体的には、図１９Ａに示したように、対物レンズとズームレンズを組み合わせて、この拡大像をＣＣＤカメラ等の画像取得デバイスで撮像すればよい。

　具体的には、たとえば図１９Bに示したように、開口数（ＮＡ）が0.3となる１０倍の対物レンズを用いて、このときの撮像可能な高さを計測すると、１５μm程度まで問題無く像を取得することができる事がわかる。他方、開口数0.4の２０倍の対物レンズ、開口数0.6の倍率４０倍の対物レンズでは、５μm程度しかボケの無い像を取得することができない。

　上記結果より、開口数0.3の倍率１０倍の対物レンズを用いることで１５μm程度の深さまでの焦点深度が確保できることが確認できたため、この対物レンズの後段に開口数0.28のズームレンズを配置して計測した結果が図１９Cである。ここでわかるように、対物レンズ１０倍とズームレンズ１倍を組み合わせた像、対物レンズ１０倍とズームレンズ２倍を組み合わせた像、対物レンズ１０倍にズームレンズ４倍を組み合わせた像ともに、焦点深度と被写界深度を合わせた、像のボケが無い状態での観察については２５μmまでズームレンズの倍率が異なっていたとしても十分に観察できることがわかる。

　この結果は、従来、４０倍の対物レンズで観察していた画像と同様な倍率の画像を画像処理型セルソーターシステムで得る場合に、１０倍の対物レンズと４倍のズームレンズを組み合わせれば、セルソーティングに最適な、流路の高さ方向についてボケが無い形での画像取得ができる構成の一例を示している。

　図２０は、従来のセルソーターチップが水平に配置されていたために水平に流れる流路の底部に試料が沈降して目詰まりの原因になる事を防ぐため、セルソーターチップを鉛直に配置して細胞の沈降方向と流れの方向が同じ方向になるように構成をしたものである。セルソーターシステム中のセルソーターチップ２００１は、図２０に書かれたように鉛直に配置されており、流れの上流は上方に、下流は下方に設置されており、バッファ導入装置２００３および試料液導入装置２００６から圧力センサ２００４によって加える圧力を制御された試料液ならびにバッファ溶液は、チップ上面に接続された各溶液リザーバー２００２に導入される。ここで１つの導入装置から複数のリザーバーに導入する場合は、各リザーバーの圧力や状態に応じて、分配バルブ２００５の開閉状態を微調整する事で各流路の流れを微調整することができる。次に、リザーバーから導入された各液体は、試料液流路２００７あるいはバッファ流路２００８を経て合流し、細胞の種類を画像取得あるいは、蛍光等の標識計測など蛍光量や光散乱量の定量計測の結果による判断にあわせてソーティング用外力印加機構２００９によって細胞を流路中で流れ方向に対して鉛直に移動させて、その結果、複数の下流リザーバー２０１０１、２０１０２、２０１０３で回収することができる。

　図２１は、図２０で示した鉛直型に配置したセルソーターの別の構成の一例を示したものである。セルソーターシステム中のセルソーターチップ２１０１は、図２１に書かれたように図２０と同様、鉛直に配置されており、流れの上流は上方に、下流は下方に設置されており、バッファ導入装置２１０３および試料液導入装置２１０６から圧力センサ２１０４によって加える圧力を制御された試料液ならびにバッファ溶液は、チップ上面に接続された溶液リザーバー２１０２に導入され、ここでキャピラリー管で構成された試料液導入流路２１０６１を通過して導入された試料溶液は、バッファ液に挟まれる形で流路２１０７に導入される。次に、流路２１０７を流れる細胞の種類を画像取得あるいは、蛍光等の標識計測など蛍光量や光散乱量の定量計測の結果による判断にあわせてソーティング用外力印加機構２１０９によって細胞を流路中で流れ方向に対して鉛直に移動させて、その結果、複数の下流リザーバー２１１０１、２１１０２で回収することができる。

　図２２は、図２１で示したセルソーターチップの試料溶液とバッファ液が合流する部分の構成の１例を模式的に示した図である。試料液はキャピラリー管２１０６１によって流路２１０７に導入されており、流路２１０７の端点の上面に接続したリザーバー２１０２にバッファ液が導入されており、バッファ液を流路２１０７に導入されるように配置されている。この構成では、キャピラリー管２１０６１の出口をリザーバー部より下流に配置していることで、バッファの流路中の希望する位置に試料液を導入することができる。細胞をソーティングする場合には、キャピラリー管２１０６１を流路２１０７の片側に寄せたかたちで配置することが望ましい。また、本実施例ではキャピラリー管を用いてバッファ流路に試料液の流れを配置したが、バッファの流れが発生しているところに試料液が導入できるものであれば、特にキャピラリー管を用いなくても、微細加工によって構成した流路を組み合わせる事で同様な効果が得られる。

　図２３は、セルソーターシステムのうちセルソーティングを行う機構を組み込んだチップの構成の１例を模式的に示した図である。チップ２３００１中には、上流にサンプル導入口２３００２が配置されており、ここから導入された試料溶液中には、回収すべき目的粒子２３００３と廃棄すべき不要粒子２３００４が混在している。ここで、試料溶液はマイクロ流路２３００５を流れて、まず粒子整列機構２３００６に導入される。この粒子整列機構には粒子整列外力インプット（電気力またはシース流）２３００７が配置されており、電気力によって配置する場合にはゲル電極を流路２３００５の両脇に導入して電界を導入する構成となっており、シース流で整列される場合にはバッファ液を導入する構成となっている。次に、一列に整列した試料は粒子検出機構２３００８によって粒子の種類を同定し、その次のステップとなる粒子精製機構２３００９において粒子の分離を行う。この粒子検出機構２３００８は粒子精製外力インプット（（ゲルまたは金属）電極＋電気力）２３０１０が配置されており、粒子精製機構２３００９の位置に電気力をゲル電極あるいは金属電極を用いて印加することができる。たとえば、回収したい目的粒子が粒子精製機構２３００９に来たときには、外力を加えずそのまま下流に粒子を流し、回収口２３０１１で回収し、回収したい粒子以外の粒子が来たときには、粒子精製機構２３００９で外力を与える事で、不要粒子溜め２３０１２、２３０１３に誘導することができる。

　図２４は、セルソーターシステムの流路中で外力を与えるための電極の配置の一例を示した図である。図２４（ａ）の上面からの模式図と、図２４（b）の横断面からの模式図で示したように、支持基板２４００１上に、金属薄膜電極第１層２４００２と、金属薄膜電極第２層２４００３の２つの櫛形電極部分が、絶縁膜層２４００４を介してわずかにずらした形で重なるように配置されており、第２層の電極２４００３はサンプル流路２４００５に直接接している。図２４（c）は、実際にこのような構成で、櫛形電極アレイを流路底面に配置した例の写真を示したものである。

　図２５は、セルソーターシステムの流路中での外力を与えるための電極アレイの配置の例を示した図である。図２５（ａ）は、サンプル導入口２５００１に導入されたサンプル粒子２５００４が、マイクロ流路２５００２を流れるところで、その流路中に上記図２４で示したような構成を持った金属薄膜積層型平行櫛形電極２５００３が配置されているとき、この金属薄膜積層型平行櫛形電極２５００３に交流電場を発生させると、誘電電気泳動力によってサンプル粒子２５００４は上面に向かう。このとき、図２５（d）のように流路の断面の形状が、底面から斥力を受けて上面に粒子が進行すると、特定の上面の位置に粒子が集まるように半円状の断面の構成となっている。ここでは、半円状の形状を用いたが、三角型の断面の構成であっても良い。図２５（b）は、金属薄膜積層型V字櫛形電極２５００５を用いたものであり、同様に底面の電極２５００７から斥力を発生させる事で粒子を上面の壁に誘導する事で、上面の壁の形状によって流路の中央に１列に微粒子を配列させることができる。図２５（c）は、さらに流路２５００２の両脇からバッファ液のシース流路２５００６を加える事で、微粒子の配列を整えたものである。

　図２６は、セルソーターシステムの流路中での細胞精製のプロセスの一例を示した模式図である。細胞の識別が終わった後の、次の細胞精製のプロセスについて説明する。目的粒子２６００１、不要粒子（負帯電）２６００２、不要粒子（正帯電）２６００３が一列に配列した状態で、マイクロ流路２６００４を流れてきたところで、粒子精製電極２６００５領域に目的粒子があるところでは、電極はOFFとなっていることで目的粒子は目的粒子回収口への流れ２６００６に誘導される。他方、不要粒子が来たところで、外電場をＯＮにすると、それぞれ不要な細胞は陽極、あるいは陰極に引き寄せられて流路の中央から排除され不要粒子溜への流れ２６００７、２６００８に誘導される。

　図２７は、セルソーターシステムの流路中で外電場を与えるゲル電極の配置の一例を示す模式図と実際のチップの一例の写真である。図２７（ａ）および（ｃ）に示したように、マイクロ流路２７００１に隣接する形で電極用ゲル液絡部２７００４が配置されている。ここで流路２７００１とゲルとの間を隔てる境界である電極用ゲル液絡部２７００４は、ゲルを電極用ゲル注入口２７００２から電極用ゲル通路２７００３に導入して電極用ゲル排出口２７００５まで満たしたときに、ゲルが流路２７００１に出ないように表面張力によって漏出を防ぐ構成となっている。具体的には、流路２７００１の側面が壁の代わりに多数の支柱が並んだような構造になっており、支柱間の空間を通じてゲルと流路を流れる液体とが接触し、各支柱の間の幅は５００μm以下である事が望ましい。また、電解質で満たされたゲルの端点は、金属線２７００６とつながっており、電極に電場を印加したときに発生する気泡等は、流路中ではなく電極線の位置で発生する。この電極は、直流電圧源２７００７につながっており、電圧印加スイッチング機構２７００８によって流れてくる粒子の観察結果に基づいてＯＮ／ＯＦＦを制御する。たとえば回収したいサンプル粒子２７００９が流れてきたところで電場を印加すると、粒子の流路中での位置を変更することができ、これによって微粒子を精製することができる。また、ここではゲル電極を用いたが、印加する電圧が気泡が発生する電位にまで達しない場合は、金属薄膜電極２７０１０を用いても良い（図２７（ｂ）および（ｄ））。このようなゲル電極のゲルの端点のアレイがサンプル粒子が流れる流路の試料液と接するような構成にすることによって、一点のピンポイントでの外電場の印加と比較して、十分な外力を試料に与えることができ、十分に細胞を移動させることができる。

　図２８は、画像認識型セルソーターシステムにおいて、画像によって心筋細胞と線維芽細胞を分離するために識別するプロセスの一例を示した模式図である。心筋細胞では、図２８上のセルソーターの画像取得機構で撮影した画像（上段：オリジナル画像）からもわかるように、表面が非常に滑らかになっているが（滑らかな表面）、他方、線維芽細胞については表面が非常に凸凹している（粗い表面）ことがわかる。この画像を図２８中段の画像（二値化画像）のように二値化して細胞の境界面のイメージを明確にする。ここで、境界の輪郭線の長さlを境界のピクセル数から計測すると同時に、塗りつぶされた内面の面積Sを塗りつぶされたピクセル数から算出する。ここで、

を用いて、実際の周囲の長さと、面積から円で換算した場合の周囲の長さを比較することで、表面の粗さ（Ｒ）を定量的に数値化することができる。実際に、図２８下段にRの数値を示しているが、より詳細な計測をすることで、Rの値が約1.1未満である場合にはこの細胞は心筋細胞、これより大きい値の場合は他の細胞であることがわかっている。このように画像認識によって心筋細胞を精製するための具体的数値化したRを指標とする事で細胞表面の凸凹さの違いに基づいた細胞の識別が可能となる。

　図２９は、水と油を組み合わせたセルソーターシステムの構成の一例を示す模式図である。この場合、シース液リザーバー１３１１内には、シリコン油等の水より比重が軽い油が満たされており、試料用入り口開口部１３０８に試料水溶液を滴下すると、流路１３０２のみで試料を含む水が流れ、両脇の流路１３０４と１３０６では、油が流れている。また、水と油は混合される事が無いため、シース液と試料液の入り口については特にキャップ等での隔離をする必要は無い。

　図３０は、水と油を組み合わせたセルソーターシステムの水と油の合流領域の構成の一例を示す模式図である。図２９の説明でも示したように、油が満たされリザーバー中に試料水溶液を試料水溶液導入口３００１に導入し、残りの油導入口３００２、３００３にはリザーバーの油がそのまま導入される。導入された試料水溶液と油は合流領域３００４で合流するが、図３０（b）のような構成で配置した場合、図３０（c）のように、試料水溶液３００５は油３００６によって絞り込むことができる。この利点として、最後まで水と油は混ざらない事から簡単に試料水溶液を希釈することなく回収することができる。

　図３１は、種々の溶液条件下での水溶液中の電解質量（導電率）と、細胞分離可能速度との関係を示したグラフである。図からもわかるように、試料水溶液の導電率が１０^２μS／cm以下となるイオン強度となる溶液組成とすることが望ましい。このようにすることによって、電場により試料液中の微粒子を移動させることが容易になる。具体的には、特に細胞を生きたままソーティングするときにイオン強度を下げつつ浸透圧を維持する溶液組成が重要である。たとえば糖類や高分子など、直接、イオン強度の増加に寄与しない分子を細胞精製時には試料溶液として用いる事が望ましい。

　図３２は、蛍光強度計測と高速明視野顕微画像取得を同時に行う解析系の構成の一例を模式的に示した図である。高速カメラのフレームインターバルと同期したLEDフラッシュ光源等の明視野光源３２００から照射された観察用の単色光はコンデンサレンズ３２０１で集光され、上で述べたような、血中のターゲット細胞が流れる流路と、細胞ソーティング機構が組み込まれたセルソーティングチップを含んだセルソーティング部３２０２中の細胞に照射される。上記流路中の細胞は、対物レンズ３２０３で焦点を合わせることができる。ここで、上記ズームレンズ系を組み入れた被写界深度改善技術を組み込んでも良い。複数の単色レーザー等の蛍光光源３２０４、３２０６，３２０８から対物レンズに照射された蛍光励起光によって、上記流路中の細胞に結合した蛍光抗体や、核染色蛍光色素（DAPIやHoechst33258など）で染色された核などから蛍光を発生させることができる。得られた蛍光の強度は、光倍増管やフォトダイオード等の蛍光強度計測系からなる蛍光検出系３２０５，３２０７，３２０９によって定量的に計測することができる。ここで励起光および蛍光の検出系についてそれぞれ３系統を例として記載したが、単一励起光によって複数の蛍光を励起することも可能であることから、複数の自由な組み合わせが可能である。このように細胞の蛍光検出を行いながら、同時に、高速カメラ３２１０によって細胞の明視野像を同時に取得することができる。

　図３３は、図３２で示した蛍光強度計測と高速明視野顕微画像取得を同時に行う解析系の構成の具体的な構成の一例を模式的に示した図である。この例では、赤外領域の単色光を発する高輝度ＬＥＤフラッシュ光源を明視野（高速カメラ）の光源として用い、３７５ｎｍ、４８８nm、５１５ｎｍのレーザーを蛍光色素の励起光光源として用いている。ダイクロイックミラーを用いた蛍光デテクターへの蛍光の導入は、図３３にも示されるように短波長光から長波長光へと段階的に波長が単調増加するように配置されており、一番の長波長領域が高速カメラへと配置されている。これによってマイクロチップホルダー内に配置されたセルソーターチップ中の細胞のいろいろな波長での蛍光強度と、明視野像を同時計測することができる。

　図３４は、図３２で示した装置系に、さらに、蛍光強度計測と高速明視野顕微画像取得と高速蛍光顕微画像取得を同時に行う解析系の構成の一例を模式的に示した図である。高速カメラのフレームインターバルと同期したLEDフラッシュ光源等の明視野光源３４００から照射された観察用の単色光はコンデンサレンズ３４０１で集光され、上で述べたような、血中のターゲット細胞が流れる流路と、細胞ソーティング機構が組み込まれたセルソーティングチップを含んだセルソーティング部３４０２中の細胞に照射される。上記流路中の細胞は、対物レンズ３４０３で焦点を合わせることができる。ここで、上記ズームレンズ系を組み入れた被写界深度改善技術を組み込んでも良い。複数の単色レーザー等の蛍光光源３４０４、３４０６，３４０８から対物レンズに照射された蛍光励起光によって、上記、流路中の細胞に結合した蛍光抗体や、核染色蛍光色素（DAPIやHoechst33258など）で染色された核などから蛍光を発生させることができる。得られた蛍光の強度は、光倍増管やフォトダイオード等の蛍光強度計測系からなる蛍光検出系３４０５，３４０７，３４０９によって定量的に計測することができる。ここで励起光および蛍光の検出系についてそれぞれ３系統を例として記載したが、単一励起光によって複数の蛍光を励起することも可能であることから、複数の自由な組み合わせが可能である。さらに、この後段に、図３５にて一例を後述する、光学顕微画像を明視野像と蛍光像に分割して同時に複数の画像を１枚の高速カメラ受光素子で取得するための画像分割系３４１０を経て、このように細胞の蛍光強度検出を行いながら、同時に、高速カメラ３４１１によって細胞の明視野像を同時に取得することができる。

　図３５は、高速明視野顕微画像取得と高速蛍光顕微画像取得を１つの高速カメラ受光面で同時に取得する装置構成の一例を模式的に示した図である。入力光路３５０１から入ってきた画像データは、まず一つ目の画像分割部３５１０に導入される。ここでは、反射する方向を３次元に微調整可能な角度調整機能付きダイクロイックミラー３５１１で、特定の波長をカットオフ波長として、その波長から長波長領域、あるいは短波長領域を反射してフィルター系３５１２に導入することができる。ここでフィルター系３５１２は、高速カメラ上での明視野あるいは蛍光の強度をある程度そろえるための強度調整用NDフィルター、あるいはよりシャープな波長帯域の蛍光像を得るためのバンドパスフィルターなどからなる。つぎに複数の分割画像が、高速カメラの受光面で重ならないように、画像サイズを小さくするための可動式の遮蔽板からなる画像サイズ調整系３５１３を経て、反射する方向を３次元に微調整可能な角度調整機能付きダイクロイックミラー３５１４、そしてさらに扱う光の波長差を含む光学系の経路差等によって生じた他経路の像との結像位置の差を補正するための光学レンズ系３５１５を経て、同様な構成からなる二つ目の画像分割部３５２０に導入される。さらに同様な構成からなる三つ目の画像分割部３５３０に導入され、最終的に出力される画像３５０２は、異なる波長の単色光からなる顕微画像が、高速カメラの受光面上で重ならないように切り取られたサイズで互いに配置される。ここで本図では、３つの同様な構成からなる画像分割部を組み合わせたが、２つあるいは４つ以上を組み合わせて用いても良い。また、図３５に示したように、分割系は「反射する方向を３次元に微調整可能な角度調整機能付きダイクロイックミラー３５１１、フィルター系３５１２、画像サイズを切り取って小さくするための可動式の遮蔽板からなる画像サイズ調整系３５１３、反射する方向を３次元に微調整可能な角度調整機能付きダイクロイックミラー３５１４、結像位置の差を補正するための光学レンズ系３５１５を組み合わせた構成」を一式としてモジュール化しており、そのため、上記のように、自由に、かつ柔軟に、分割系の接続数を調整するだけで、必要数だけの画像分割像を組み合わせることができる構成となっている。

　図３６は、高速明視野顕微画像と１つの高速蛍光顕微画像とを１つの高速カメラ受光面で同時に取得した画像の例と解析情報についての一例を模式的に示した図である。分割系への入力時の画像３６０１は、複数の波長の光の情報が重ね合わされた細胞３６００のデータとなっているが、上記図３５で示した分割系を経ることによって、明視野像３６１０と、核の蛍光像３６２０を、一つの受光面３６０２上で同時に取得することができる。ここで見てもわかるように、入力画像の両脇の余分な領域が分割系内の画像サイズ調整系によって切り取られることで、受光面上で重ならないサイズで複数の画像を取得することができる。ここで、各画像の高速カメラの受光面上の位置は、複数の３次元に微調整可能な角度調整機能付きダイクロイックミラーの面位置の調整で、自在に調整することができる。また、明視野像、あるいは蛍光像について、上記光学レンズ系３５１５を像の拡大あるいは縮小用に用いる事で、拡大率の異なる画像を１つの高速カメラ受光面３６０２に結像させることもできる。これは、特に細胞の周囲の状態を含めて計測するために明視野像については拡大率を小さくし、細胞内の微細状況を確認するための蛍光像については拡大率を大きくする、という用途がある。この拡大率の異なる画像を組み合わせた光学系を図３５に示した分割光学系「反射する方向を３次元に微調整可能な角度調整機能付きダイクロイックミラー３５１１、フィルター系３５１２、画像サイズを切り取って小さくするための可動式の遮蔽板からなる画像サイズ調整系３５１３、反射する方向を３次元に微調整可能な角度調整機能付きダイクロイックミラー３５１４、結像位置の差を補正するための光学レンズ系３５１５を組み合わせた構成」を一式としてモジュール化して用いる場合には、イメージングセルソーターへの用途に限定せず、イメージングセルソーターで選択回収された静止した細胞試料で同様の観察をするための一般の光学明視野／蛍光顕微鏡系に組み入れて利用することも可能である。

　得られた複数の画像について、明視野像からは、たとえば、流れてきた細胞の画像から、あらかじめ記録していた細胞が流れてこないときの画像データを引き算することで、細胞画像だけを抽出することができる。そのため、その細胞サイズ（面積）および細胞周囲長は引き算をしたあとのデータが残った領域内のピクセル数の全体、あるいはデータが残った領域の境界のピクセル数の全体から、それぞれ求めることができる。さらに、この２つのデータを用いて、前述の数式１で示した細胞の凹凸の程度Rを求めることができる。ここで、細胞クラスターは、Rが約1.3以上であれば、細胞クラスターと明視野の画像のみから判定することができる。

　同様に、蛍光像（核染色）３６２０から、核の蛍光像３６２１が得られ、核の数、核の面積、および、蛍光強度の全体すなわち輝度の積算値（フォトマルデータに匹敵）を得ることができる。また、明視野像と蛍光像は、同じ場所を異なる波長で撮影しているだけであるため、双方の座標軸は一致する。そのため、蛍光像では、細胞の形状は計測できないが、明視野像での座標を利用して、染色された核の細胞内での相対位置を見積もることもできる。ここで図３６では、１つの核がある正常な単離一細胞の例を示したが、細胞クラスター、あるいは多核細胞でも、同様にデータ取得が可能である。また、上記、拡大率の異なる複数画像を結像させた系においても、同様に相対座標系は、同一の原点（画像中心）を中心に、拡大率の違いを考慮した相対座標系を組み合わせて用いれば、同様な処理が可能である。

　図３７は、高速明視野顕微画像と核蛍光染色した高速蛍光顕微画像とを１つの高速カメラ受光面で同時に取得した画像の例を示した写真である。上記、述べたように、ここでは予め２つの画像の相対座標を一致させておくことで、蛍光像によって同定できる核の位置について、明視野像の細胞像あるいは細胞クラスター像の中のどの部位に核が分布しているかを、互いの相対座標を用いて照らし合わせることができる。この相対座標の照らし合わせによって、正常細胞では、滑らかな細胞表面と正常なサイズの細胞中で、１つの核が蛍光で光っていることがわかる。他方、がん細胞では、多核化がひとつのがん細胞の指標であるが、写真で示したように、相対座標の照らし合わせによって、正常細胞より巨大化した細胞中で、複数の核が光っていることがわかる。また、正常な血液中では存在しないが、がん転移症例の動物中の血液では、細胞クラスターと、そのクラスター中での各細胞の核の蛍光によって、クラスター内での複数の核の蛍光が観察され、このような複数の核の蛍光からクラスターであることがわかる。また、クラスターの明視野像からも、このときR＞1.3となっており、クラスターの同定については、蛍光像を用いなくても明視野像だけをもちいても判定可能であることがわかる。このようにして、上記本発明の装置を用いて（１）健常な血液中では存在しない細胞クラスター（塊）を血中がん細胞候補として同定して選択的に回収する手法、（２）健常な血液中では存在しない多核細胞を血中がん細胞候補として同定して選択的に回収する手法、（３）健常な血液中では存在しない巨大細胞を血中がん細胞候補として同定して選択的に回収する方法、（４）上記（１）（２）あるいは（３）に加えて図３２で示した蛍光強度計測で計測したガン細胞のバイオマーカー（たとえばEpCam抗体やK-ras抗体、サイトケラチン抗体など）のひとつあるいは複数に対する蛍光抗体の蛍光強度の存在と組み合わせた解析でがん細胞と同定して選択的に回収する手法、によって血中がん細胞を、従来の分子バイオマーカーではなく、「細胞の形状や集団化状態、あるいは多核化などの内部構造などの画像イメージ」という新しいバイオマーカーで同定して選択回収することが可能となる。また、上記手法で回収した血中がん細胞候補は、引き続き、上記、微小細胞用のPCR解析技術などの遺伝子解析手段を組み合わせて遺伝子変異の計測をすることによって、最終的にがん細胞であるかどうか、また、がん細胞であった場合にはどのような特徴を持ったがん細胞であるかを最終的に同定することが可能である。（１）については、明視野像によるR＞1.3による評価、あるいは、明視野像によるサイズと蛍光像による核の数と分布（すなわち隣接する複数の核の像について、その重心の距離が互いに３μm以上離れている事）によって判別することができる。（２）については、明視野像によってR＜1.3で、かつ、核の数と分布（すなわち隣接する複数の核の像について、その重心間の距離が互いに３μm以内で離れている事）によって判別することができる。（３）については、明視野像によって、R＜1.3かつ、細胞サイズが直径に換算して２０μmを超えている事によって判別できる。あるいは、上記（１）から（３）を組み合わせて、１つ以上の合致条件があったものをがん細胞として判定することができる。

　図３８はマイクロチップ中を流れる血液等の細胞に対して光ファイバーアレイを用いて複数波長の蛍光励起光を細胞へ同時に照射し、発せられた複数波長の蛍光量を同時取得し、かつ複数波長の蛍光画像を同時取得するための装置構成の一例を模式的に示した図である。

　図３８の実施例の装置は、光源については６つの異なる単色励起光を発生させる蛍光励起光源と１つの明視野顕微画像用光源からなる励起光源部（３８０１－３８０７）を備えている。励起光源の各々にはそれぞれ発光タイミングや発光時間、発光強度を個別に制御できる制御コントローラ３８０８－３８１４が接続されている。励起光源としては、連続照射を行う場合には通常のキセノンランプ、水銀ランプ等の広帯域発光光源にフィルターを組み合わせた光源、または半導体励起固体レーザー、He-Neレーザーなどのレーザー光源を利用してもよいが、最も適しているもののひとつは出力光の波長幅が狭く強度も安定して制御でき、小型で、かつ、ミリ秒未満でのパルス発光制御も容易であるLED光源である。励起光源に接続されたコントローラ３８０８－３８１４は励起光源の強度と出力時間を制御できるようになっており、これにより連続光からパルス光までの光を照射することが可能となっている。パルス光源を用いたパルス露光方法の実施例のひとつについては図１８にも記載している手法を用いることができる。励起光源は蛍光を励起する目的で使用できることはもちろんであるが、そのうちのひとつ以上を、明視野顕微画像を取得するための明視野光源として利用することができる。また、特に励起光源としてキセノンランプのような出力光波長幅の広い光源を利用する場合は、励起光フィルター３８２１により特定波長の光のみを通過させて試料に照射することができる。

　各励起光源の励起光出口には、それぞれの光源３８０１～３８０７の励起光の光帯域幅に最適化する各々のフィルター３８２１が配置されており、また、その後段には各々レンズ３８２２が配置されており、各励起光源で発生した各励起光は集束されて励起光ごとに各々の光ファイバー３８２４の端面に照射され、独立した各光ファイバー３８２４内に励起光が導入される。これら光ファイバーは束ねられて、反対側の端面より照射され、集光用マイクロレンズ３８２６を経て、マイクロチップ３８２７中のマイクロ流路を流れる試料に照射される。ここで代表的なマイクロチップの流路の形状についてはたとえば図１３に記載されているものを用いれば良い。光ファイバーの直径は典型的には１本あたり１００ミクロンであり、マイクロチップ中の試料細胞が通過するマイクロ流路幅は典型的には１０ミクロンから１００ミクロンであるため、励起光の照射領域を絞るためにマイクロチップ直上には励起光の集光用マイクロレンズ３８２６が配置してある。マイクロレンズ３８２６の焦点位置を調整することにより、マイクロチップ中のマイクロ流路の１ミクロン径程度のごく狭い領域のみに励起光を絞って照射することも可能であり、また照射領域直径を１００ミクロン程度としてマイクロ流路幅全体にわたって照射することも可能である。

　マイクロ流路中を流れてきた、蛍光染色されたがん細胞等の試料に対して上記集束励起光が照射されると、がん細胞等の試料から特定波長の蛍光が球面波状に放射される。そのうちの片側半球方向（図３８の実施例ではチップの上面方向）に放射された蛍光はマイクロレンズ３８２６によって、計測したい蛍光波長帯域数の数だけ用意された光ファイバー３８２５が束ねられた端面に誘導され、さらに光ファイバーを経由して、蛍光強度検出を行う蛍光強度検出部に誘導される。

　蛍光強度検出部については、本実施例ではたとえば６つの異なる蛍光波長領域の蛍光強度をそれぞれ検出する蛍光検出器３８１５－３８２０からなる蛍光強度検出部を搭載しており、各光ファイバー３８２５の端面から放射される蛍光を、まずは各光ファイバーの端点に配置したレンズ３８２２に誘導し、次に、計測したい各蛍光波長のフィルター３８２３、そして蛍光検出器３８１５－３８２０に誘導することで蛍光計測を行うことができる。蛍光検出器としては微弱な光を検出することが可能で受光量の定量化が容易である光電子増倍管を利用することが適しているが、励起光源、蛍光検出器共に測定対象に合わせてアパランシア型フォトダイオードなどの光電変換機能を持つ半導体素子などの適切なものを選択することが望ましい。また蛍光検出器の検出口には計測の条件に応じて交換可能な蛍光フィルター３８２３を搭載することができるようになっている。

　検出された蛍光量は蛍光検出コントロールユニット３８３２で分析処理され、特定の蛍光あるいは蛍光の組み合わせが検出されたところで、あるいは、特定の蛍光と高速カメラ３８３０から得られた特定の細胞の形状あるいは細胞クラスターの状態が観察されたところで、細胞分取のためのフィードバック信号（パルス電圧）がマイクロチップ３８２７に送られる。例えば蛍光染色されたがん細胞がマイクロ流路を通過し、蛍光検出器で検出された蛍光量が予め蛍光検出コントロールユニット３８３２で設定した閾値量以上になった場合、マイクロチップへフィードバック信号が送信され、それによりマイクロチップに搭載された電極へ電圧が印加されて目的のがん細胞が回収される仕組みとなっている。

　残りの片側半球方向（図３８の実施例ではチップの下面方向）に放射された蛍光は対物レンズ３８２８を通過した後、明視野顕微画像と蛍光顕微画像を１つの高速カメラ受光面で同時に取得する装置３８２９（マルチビューシステム、装置詳細はたとえば図３５に記載された実施例の構成が一例となる）を通過して高速カメラ３８３０に取り込まれることにより、明視野顕微画像と複数の蛍光顕微画像を全て同時に取得することができる。高速カメラ３８３０は光源コントロールユニット３８３１と接続されており、光源コントロールユニット３８３１はさらに個別の励起光源コントローラ３８０８-３８１４と接続されているため、高速カメラの撮像と励起光源パルス照射のタイミングを同期させることにより形状歪みの無い明瞭な細胞画像を取得することが可能となっている（同期の詳細についての実施例としてはたとえば図１８で示された実施例の構成が一例となる）。

　図３９は図３８の装置に搭載する６種類の蛍光励起光源および１種類の明視野顕微画像取得光源、さらに検出する蛍光の波長セット選択に関する一例である。ここでは蛍光励起６波長、明視野顕微画像光源１波長、蛍光検出６波長の例を示しているが、光源と検出器、光ファイバーの本数を増やすことにより容易に数をそれぞれ増やすことが可能である。図３９では励起光源中心波長としては370, 440, 465, 498, 533, 618nm、明視野顕微画像光源としては750nm、蛍光中心波長としては488, 510, 580, 610, 640, 660nmをそれぞれ例として示しており、これにより例えばDAPI, Hoechst33258, EGFP, FAM, HEX, TRITC, Texas Red, Cy3, Cy5などの標準的な蛍光試薬の中から目的に応じて柔軟に選択し検出することができ、同時に明視野顕微画像も得ることができる。

　本実施例の装置システム構成の特長は、対物レンズ３８２８とマルチビューシステム３８２９の間の光路系に一群のダイクロイックミラーを配置し、波長帯域を分割し、それぞれの波長域に励起光源３８０１－３８０７と蛍光検出器３８１５－３８２０を配置するのではなく、図３８の実施例に示したように、対物レンズ反対側に光ファイバーアレイを配置して、この光ファイバーアレイの各光ファイバー各々にそれぞれひとつの波長帯域の励起光源３８０１－３８０７および蛍光検出器３８１５－３８２０を配置したことである。これにより、従来はがん細胞等の試料から発せられた蛍光がダイクロイックミラーを複数回通過する際に減衰してしまっていた問題を回避し、また波長毎の光分離が不要となったため多数の励起光・蛍光の同時使用を容易にした。さらに、従来装置構成では検出できず無駄となっていた、対物レンズと反対の半球方向に放射される蛍光を利用して蛍光量を検出し、残り半球方向に放射される従来検出していた蛍光を減衰させることなく全て蛍光顕微画像取得に利用することができるようになるため、蛍光量の計測と明瞭な蛍光顕微画像の同時取得が可能となった。

　図４０は、図３８で一例を示した本実施例の構成を模式的に示した図である。高速カメラのフレームインターバルと同期したLEDフラッシュ光源等の明視野光源４０００から照射された観察用の単色光はレンズ４００１で集光され、上で述べたような、血中のターゲット細胞が流れる流路と、細胞ソーティング機構が組み込まれたセルソーティングチップを含んだセルソーティング部４００２中の細胞に照射される。上記流路中の細胞は、対物レンズ４００３で焦点を合わせることができる。ここで、上記ズームレンズ系を組み入れた被写界深度改善技術を組み込んでも良い。複数の単色レーザー等の蛍光光源４００４、４００６，４００８からセルソーティング部４００２に照射された蛍光励起光によって、上記、流路中の細胞に結合した蛍光抗体や、核染色蛍光色素（DAPIやHoechst33258など）で染色された核などから蛍光を発生させることができる。得られた蛍光の強度は、光倍増管やフォトダイオード等の蛍光強度計測系からなる蛍光検出系４００５，４００７，４００９によって定量的に計測することができる。ここで励起光および蛍光の検出系についてそれぞれ３系統を例として記載したが、単一励起光によって複数の蛍光を励起することも可能であることから、複数の自由な組み合わせが可能である。さらに、この後段に、図３５にて一例を詳述した、光学顕微画像を明視野像と蛍光像に分割して同時に複数の画像を１枚の高速カメラ受光素子で取得するための画像分割系４０１０を経て、このように細胞の蛍光強度検出を行いながら、同時に、高速カメラ４０１１によって細胞の明視野像を同時に取得することができる。

　なお、本実施例では、画像検出部との組み合わせを基本に説明を行ったが、当然、高速カメラを用いた画像検出部を含まない、光ファイバーアレイを用いただけの多励起光、多蛍光同時検出系として用いることもできる。

　以上、図面を参照して各実施形態について説明したが、本願発明はこれらの実施形態に限定されず、本発明の精神の範囲内で各種変形が可能であることは言うまでもない。

　本発明は、血中の微量な対象細胞を1細胞単位で精製して、その対象細胞の正確な遺伝子情報、発現情報の解析等を行うために有用である。本発明は、炭疽菌などの芽胞を有する微量な対象細胞を1細胞単位で精製し、高速で、その対象細胞の正確な遺伝子情報、発現情報の解析等を行うために有用である。

　本発明はまた、血中を循環する癌細胞を識別および／または回収するための技術として有用である。

１　細胞分析装置システム
１０　細胞濃縮・染色・脱色モジュール
１０１　細胞サンプル容器
１０２　染色剤容器
１０３　洗浄剤容器
１０４　分注ヘッド
１０５　ターンテーブル
１０６　濃縮・脱色フィルター
１０７　濃縮チャンバー
１０８　チャンバー
１０９　圧力ポンプ
１１０　廃液回収チューブ
１１１　回収ヘッド
１１２　回収チューブ
１１３　回収チップ
１１４　シャーシ
１１５　回転アーム
２０　画像検出型１細胞分離・精製モジュール
２０１　レーザー
２０２　ミラー
２０３　集光レンズ
２０４　ダイクロイックミラー
２０５　フィルター
２０６　蛍光検出用フォトマルチプライヤー
２０７　高速カメラ
２０８　前方散乱光検出用フォトダイオード
２０９　セルソーターチップ
２１０　チップ基板
２１１　マイクロ流路
２１２　流入口
２１３　流出口
２１４　細胞濃縮液入り口
２１５　細胞濃縮部
２１６　収束部
２１７　選別部
２１８　細胞検出領域
２１９　印加後の細胞の流れ
２２０　印加前の粒子の流れ
２２１　流出口
２２２　流出口
２２３　廃液回収部
２２４　細胞回収部
２２５　Ｖ字櫛形電極
３０　１細胞ゲノム解析・発現解析モジュール
３１　第一の温度制御ユニット
３２　第二の温度制御ユニット
３０１　反応槽
３０２　熱交換槽
３０３　液体リザーバタンク
３０４　ポンプ
３０５　切り替えバルブ
３０６　補助温度制御機構
３０７　インレットＡ
３０８　インレットＢ
３０９　アウトレットＡ
３１０　アウトレットＢ
３１１　サンプル液
３１２　蛍光検出器
３１３　制御解析部
３１４　逆支弁
３１５　制御信号
４０　送液モジュール
４０１　分注ヘッド
４０２　分注チップ
４０３ａ，ｂ　Ｚ軸移動ガイド
４０４　Ｚ軸移動モータ
４０５ａ，ｂ　アーム回転モータ
４０６　シャーシ
５０　制御・解析モジュール（コンピュータ）
８０１　容器
８０２　微量サンプル
８０３　回転体
８０４　回転シャフト
８０５　試料
８０６　研磨剤
８１０　回転体
８１１　容器
８１２　柔軟性構造体
８１３　回転シャフト
８１４　先端部位
８１５　バネ機構
８２０　曲面カット
８２１　擂鉢状カット
８２２　噛み合い構造
８２３　半球型回転体
８２４　卵状回転体
８２５　突起型回転体
８２６　お碗状回転体
８３０　容器
８３１　回転体
８３２　研磨剤
８３３　封印
８３４　サンプル
８３５　回転シャフト
８３６　成分
８４０　一体化容器
８４１　開封用カッター
１３０１　セルソーターチップ
１３０２，１３０４，１３０６　上流側流路
１３０３，１３０５，１３０７　下流側流路
１３０８　試料液用入り口開口部
１３０９，１３１０　シース液用入り口開口部
１３１１　シース液リザーバー
１３１２　廃液リザーバー
１３１３，１３１４　シース液用出口開口部
１３１５　精製試料液用出口開口部
１３１６　ゲル充填のための流路
１３１７　ゲル充填のための入り口開口部
１３１８　ゲル充填のための出口開口部
１３１９　電線
１３２０　電源
１３２１　スイッチ
１３２２　試料液リザーバー
１３２３　精製試料回収用リザーバー
１４０１　セルソーターチップ
１４０２　キャップ
１４０３　シース液リザーバー
１４０４　試料液リザーバー
１４０５　加圧空気導入パイプ
１４０６　試料溶液導入チューブ
１４０７　シース液導入チューブ
１４０８　水位計測センサー
１４０９　流路
１５０１　セルソーターチップ
１５０２　大型リザーバー
１５０３　空気圧印加装置
１５０４　圧力センサー
１５０５　分配バルブ
１５０６　選別試料回収リザーバー
１５０７　廃液回収リザーバー
１６０１　試料溶液の流れ
１６０２，１６０３　サイドシース流
１６０４　細胞モニター領域
１６０５　ゲル電極
１６０６　選別試料回収流路
１６０７　サイドシース流
２００１　セルソーターチップ
２００２　溶液リザーバー
２００３　バッファ導入装置
２００４　圧力センサー
２００５　分配バルブ
２００６　試料液導入装置
２００７　試料液流路
２００８　バッファ流路
２００９　ソーティング用外力印加機構
２０１０１，２０１０２，２０１０３　選別試料、廃液回収リザーバー
２１０１　セルソーターチップ
２１０２　バッファリザーバー
２１０３　バッファ導入装置
２１０４　圧力センサー
２１０５　バルブ
２１０６　試料液導入装置
２１０６１　試料液導入流路
２１０７　試料液とバッファ液の流路
２１０９　ソーティング用外力印加機構
２１１０１，２１１０２　選別試料、廃液回収リザーバー
２３００１　チップ
２３００２　サンプル導入口
２３００３　目的粒子
２３００４　不要粒子
２３００５　マイクロ流路
２３００６　粒子整列機構
２３００７　粒子整列外力インプット（電気力またはシース流）
２３００８　粒子検出機構
２３００９　粒子精製機構
２３０１０　粒子精製外力インプット（（ゲルまたは金属）電極＋電気力）
２３０１１　目的粒子回収口
２３０１２，２３０１３　不要粒子溜
２４００１　支持基板
２４００２　金属薄膜電極第１層
２４００３　金属薄膜電極第２層
２４００４　絶縁膜層
２４００５　サンプル流路
２５００１　サンプル導入口
２５００２　マイクロ流路
２５００３　金属薄膜積層型平行櫛形電極
２５００４　サンプル粒子
２５００５　金属薄膜積層型V字櫛形電極
２５００６　シース流路
２５００７　底面の電極
２６００１　目的粒子
２６００２　不要粒子（負帯電）
２６００３　不要粒子（正帯電）
２６００４　マイクロ流路
２６００５　粒子精製電極
２６００６　目的粒子回収口への流れ
２６００７，２６００８　不要粒子溜への流れ
２７００１　マイクロ流路
２７００２　電極用ゲル注入口
２７００３　電極用ゲル通路
２７００４　電極用ゲル液絡部
２７００５　電極用ゲル排出口
２７００６　金属線
２７００７　直流電圧源
２７００８　電圧スイッチング機構
２７００９　サンプル粒子
２７０１０　金属薄膜電極
３００１　試料水溶液導入口
３００２，３００３　油導入口
３００４　合流領域
３００５　試料水溶液
３００６　油
３２００　明視野光源
３２０１　コンデンサレンズ
３２０２　セルソーティング部
３２０３　対物レンズ
３２０４，３２０６，３２０８　蛍光光源
３２０５，３２０７，３２０９　蛍光検出系
３２１０　高速カメラ（画像検出系）
３４００　明視野光源３４０１　コンデンサレンズ
３４０２　セルソーティング部
３４０３　対物レンズ
３４０４，３４０６，３４０８　蛍光光源
３４０５．３４０７，３４０９　蛍光検出系
３４１０　画像分割系
３４１１　高速カメラ（画像検出系）
３５０１　入力光路（画像）
３５１０，３５２０，３５３０　画像分割部
３５１１，３５２１，３５３１　角度調節機能付きダイクロイックミラー
３５１２，３５２２，３５３２　フィルター系
３５１３，３５２３，３５３３　画像サイズ調節系
３５１４，３５２４，３５３４　角度調節機能付きダイクロイックミラー
３５１５，３５２５，３５３５　光学レンズ系
３６００　細胞
３６０１　入力画像
３６０２　高速カメラ受光面
３６１０　出力画像１（明視野）
３６２０　出力画像２（蛍光：核染色）
３６２１　核蛍光像
３７０１　高速カメラ受光面像
３８０１～３８０７　蛍光励起光源
３８０８～３８１４　励起光源コントローラ
３８１５～３８２０　蛍光検出器
３８２１　励起光フィルター
３８２２　レンズ
３８２３　蛍光フィルター
３８２４，３８２５　光ファイバー
３８２６　集光用マイクロレンズ
３８２７　マイクロチップ
３８２８　対物レンズ
３８２９　マルチビューユニット
３８３０　高速カメラ
３８３１　光源コントロールユニット
３８３２　蛍光検出コントロールユニット
４０００　明視野光源
４００１　コンデンサレンズ
４００２　セルソーティング部
４００３　対物レンズ
４００４，４００６，４００８　蛍光光源
４００５．４００７，４００９　蛍光検出系
４０１０　画像分割系
４０１１　高速カメラ（画像検出系）
 
 

Claims (27)

1. 　対象細胞を含む細胞を含有する試料液を流すための第１の流路を備えるセルソーターチップであって、前記第１の流路が下流側の分岐点で、前記対象細胞を含む液を回収するための対象細胞回収用流路と、前記対象細胞以外の細胞を含む液を回収するための廃液回収用流路とに分岐している、セルソーターチップと、
   　前記分岐点よりも上流の第１の領域で前記第１の流路を流れる前記試料液中の細胞のデジタル画像を取得して、該画像のデジタル解析により前記対象細胞を識別するための光学系と、
   　前記分岐点よりも上流の前記第１の領域とほぼ一致する第２の領域で、前記画像解析による細胞識別結果に基づいて、前記第１の流路を流れる対象細胞または対象細胞以外の細胞に対して外力を加えて該細胞の進行方向をシフトさせ、前記対象細胞を前記対象細胞回収用流路へ、前記対象細胞以外の細胞を前記廃液回収用流路へ導くための外力付加機構と、
   　前記光学系および前記外力付加機構の動作を制御する制御部と
   を備える、オンチップ・セルソーターシステム。
2. 　前記光学系による前記デジタル画像から前記細胞識別結果を得るタイミングと前記外力付加機構による前記外力を加えるタイミングとの間のタイムラグが最小となるように構成されている、請求項１に記載のオンチップ・セルソーターシステム。
3. 　対象細胞を含む細胞を含有する試料液を流すための第１の流路を備えるセルソーターチップであって、前記第１の流路が下流側の分岐点で、前記対象細胞を含む液を回収するための対象細胞回収用流路と、前記対象細胞以外の細胞を含む液を回収するための廃液回収用流路とに分岐している、セルソーターチップと、
   　前記分岐点よりも上流の第１の領域で前記第１の流路を流れる前記試料液中の細胞のデジタル画像を取得して、該画像のデジタル解析により前記対象細胞を識別するための光学系と、
   　前記分岐点よりも上流の前記第１の領域とほぼ一致するかまたはそれよりも下流の第２の領域で、前記画像解析による細胞識別結果に基づいて、前記第１の流路を流れる対象細胞または対象細胞以外の細胞に対して外力を加えて該細胞の進行方向をシフトさせ、前記対象細胞を前記対象細胞回収用流路へ、前記対象細胞以外の細胞を前記廃液回収用流路へ導くための外力付加機構と、
   　前記光学系および前記外力付加機構の動作を制御する制御部と
   を備え、
   　前記光学系が、開口数０．３以下の対物レンズと、該対物レンズに光学的に結合されたズームレンズとを備えた顕微鏡を含む、オンチップ・セルソーターシステム。
4. 　対象細胞を含む細胞を含有する試料液を流すための第１の流路を備えるセルソーターチップであって、前記第１の流路が下流側の分岐点で、前記対象細胞を含む液を回収するための対象細胞回収用流路と、前記対象細胞以外の細胞を含む液を回収するための廃液回収用流路とに分岐している、セルソーターチップと、
   　前記分岐点よりも上流の第１の領域で前記第１の流路を流れる前記試料液中の細胞のデジタル画像を取得して、該画像のデジタル解析により前記対象細胞を識別するための光学系と、
   　前記分岐点よりも上流の前記第１の領域とほぼ一致するかまたはそれよりも下流の第２の領域で、前記画像解析による細胞識別結果に基づいて、前記第１の流路を流れる対象細胞または対象細胞以外の細胞に対して外力を加えて該細胞の進行方向をシフトさせ、前記対象細胞を前記対象細胞回収用流路へ、前記対象細胞以外の細胞を前記廃液回収用流路へ導く外力付加機構と、
   　前記光学系および前記外力付加機構の動作を制御する制御部と
   を備え、
   　前記第１の流路の上流側から下流側へほぼ鉛直下方向に試料液が流れるように、前記第１の流路が重力の向きに対してほぼ平行になるように前記セルソーターチップが配置されている、オンチップ・セルソーターシステム。
5. 　対象細胞を含む細胞を含有する試料液を流すための第１の流路を備えるセルソーターチップであって、前記第１の流路が下流側の分岐点で、前記対象細胞を含む液を回収するための対象細胞回収用流路と、前記対象細胞以外の細胞を含む液を回収するための廃液回収用流路とに分岐している、セルソーターチップと、
   　前記分岐点よりも上流の第１の領域で前記第１の流路を流れる前記試料液中の細胞のデジタル画像を取得して、該画像のデジタル解析により前記対象細胞を識別するための光学系と、
   　前記分岐点よりも上流の前記第１の領域とほぼ一致するかまたはそれよりも下流の第２の領域で、前記画像解析による細胞識別結果に基づいて、前記第１の流路を流れる対象細胞または対象細胞以外の細胞に対して外力を加えて該細胞の進行方向をシフトさせ、前記対象細胞を前記対象細胞回収用流路へ、前記対象細胞以外の細胞を前記廃液回収用流路へ導く外力付加機構と、
   　前記光学系および前記外力付加機構の動作を制御する制御部と
   を備え、
   　前記外力付加機構が前記第１の流路を流れる細胞を含む微粒子に電気力を付加するためのゲル電極または金属電極を含み、前記試料液の導電率が１０^２μS／cm以下である、オンチップ・セルソーターシステム。
6. 　前記第１の流路の上流側の前記第１の領域よりも上流の第３の領域で前記第１の流路を流れる前記試料液中の細胞を整列させるための外力を該細胞に付加するさらなる外力付加機構をさらに備える、請求項１～５のいずれか一項に記載のオンチップ・セルソーターシステム。
7. 　前記試料液中の細胞を整列させるための外力を該細胞に付加する前記さらなる外力付加機構が、電気力またはシース流により外力を付加するものである、請求項６に記載のオンチップ・セルソーターシステム。
8. 　対象細胞を含む細胞を含有する試料液を流すための第１の流路を備えるセルソーターチップであって、前記第１の流路が下流側の分岐点で、前記対象細胞を含む液を回収するための対象細胞回収用流路と、前記対象細胞以外の細胞を含む液を回収するための廃液回収用流路とに分岐している、セルソーターチップと、
   　前記分岐点よりも上流の第１の領域で前記第１の流路を流れる前記試料液中の細胞のデジタル画像を取得して、該画像のデジタル解析により前記対象細胞を識別するための光学系と、
   　前記分岐点よりも上流の前記第１の領域とほぼ一致するかまたはそれよりも下流の第２の領域で、前記画像解析による細胞識別結果に基づいて、前記第１の流路を流れる対象細胞または対象細胞以外の細胞に対して外力を加えて該細胞の進行方向をシフトさせ、前記対象細胞を前記対象細胞回収用流路へ、前記対象細胞以外の細胞を前記廃液回収用流路へ導く外力付加機構と、
   　前記光学系および前記外力付加機構の動作を制御する制御部と
   を備え、
   　さらに、
   　　前記第１の流路の上流側に流体接続した、シース液用のバッファ液を溜めたリザーバーと、
   　　前記第１の流路に細胞を含む試料液を導入するための、該流路の上流側に流体接続した試料液導入用流路と、を備え、
   　　前記試料液導入用流路の前記第１の流路に流体接続する側の先端部が、前記バッファ液の該第１の流路への導入部よりも下流側まで伸びている、オンチップ・セルソーターシステム。
9. 　対象細胞を含む細胞を含有する試料液を流すための第１の流路を備えるセルソーターチップであって、前記第１の流路が下流側の分岐点で、前記対象細胞を含む液を回収するための対象細胞回収用流路と、前記対象細胞以外の細胞を含む液を回収するための廃液回収用流路とに分岐している、セルソーターチップと、
   　前記分岐点よりも上流の予備的領域で前記第１の流路を流れる前記試料液中の細胞を整列させるための外力を該細胞に付加する第１の外力付加機構と、
   　前記分岐点よりも上流の、前記予備的領域よりも下流の第１の領域で前記第１の流路を流れる前記試料液中の細胞のデジタル画像を取得して、該画像のデジタル解析により前記対象細胞を識別するための光学系と、
   　前記分岐点よりも上流の前記第１の領域とほぼ一致するかまたはそれよりも下流の第２の領域で、前記画像解析による細胞識別結果に基づいて、前記第１の流路を流れる対象細胞または対象細胞以外の細胞に対して外力を加えて該細胞の進行方向をシフトさせ、前記対象細胞を前記対象細胞回収用流路へ、前記対象細胞以外の細胞を前記廃液回収用流路へ導く第２の外力付加機構と、
   　前記光学系ならびに前記第１および第２の外力付加機構の動作を制御する制御部と
   を備え、
   　前記第１の外力付加機構が、前記第１の流路の一面に沿って配列された、試料液中の細胞を含む微粒子に斥力を発生させるための櫛形電極であり、前記第１の流路の該流路に垂直な断面が該微粒子の整列を促進するために前記電極が配置された前記面に対向する面の中央に向かってテーパー状または凸状となっている、オンチップ・セルソーターシステム。
10. 　対象細胞を含む細胞を含有する試料液を流すための第１の流路を備えるセルソーターチップであって、前記第１の流路が下流側の分岐点で、前記対象細胞を含む液を回収するための対象細胞回収用流路と、前記対象細胞以外の細胞を含む液を回収するための廃液回収用流路とに分岐している、セルソーターチップと、
    　前記分岐点よりも上流の予備的領域で前記第１の流路を流れる前記試料液中の細胞を整列させるための外力を該細胞に付加する第１の外力付加機構と、
    　前記分岐点よりも上流の、前記予備的領域よりも下流の第１の領域で前記第１の流路を流れる前記試料液中の細胞のデジタル画像を取得して、該画像のデジタル解析により前記対象細胞を識別するための光学系と、
    　前記分岐点よりも上流の前記第１の領域とほぼ一致するかまたはそれよりも下流の第２の領域で、前記画像解析による細胞識別結果に基づいて、前記第１の流路を流れる対象細胞または対象細胞以外の細胞に対して外力を加えて該細胞の進行方向をシフトさせ、前記対象細胞を前記対象細胞回収用流路へ、前記対象細胞以外の細胞を前記廃液回収用流路へ導く第２の外力付加機構と、
    　前記光学系ならびに前記第１および第２の外力付加機構の動作を制御する制御部と
    を備え、
    　前記第２の外力付加機構が、前記第１の流路の両側面で試料液と接触するように配置されたゲル電極であり、ゲルがゾル状態にあるときに該ゾル液が前記第１の流路へ漏出しないように、該ゾル液の表面張力で該流路への該ゾル液の漏出を防ぐことができるように一定の間隔で前記第１の流路に沿って両側面に設けられたスリットのアレイを介して前記試料液と接触するように構成されている、オンチップ・セルソーターシステム。
11. 　対象細胞を含む細胞を含有する試料液を流すための第１の流路を備えるセルソーターチップであって、前記第１の流路が下流側の分岐点で、前記対象細胞を含む液を回収するための対象細胞回収用流路と、前記対象細胞以外の細胞を含む液を回収するための廃液回収用流路とに分岐している、セルソーターチップと、
    　前記分岐点よりも上流の予備的領域で前記第１の流路を流れる前記試料液中の細胞を整列させるための外力を該細胞に付加する第１の外力付加機構と、
    　前記分岐点よりも上流の、前記予備的領域よりも下流の第１の領域で前記第１の流路を流れる前記試料液中の細胞のデジタル画像を取得して、該画像のデジタル解析により前記対象細胞を識別するための光学系と、
    　前記分岐点よりも上流の前記第１の領域とほぼ一致するかまたはそれよりも下流の第２の領域で、前記画像解析による細胞識別結果に基づいて、前記第１の流路を流れる対象細胞または対象細胞以外の細胞に対して外力を加えて該細胞の進行方向をシフトさせ、前記対象細胞を前記対象細胞回収用流路へ、前記対象細胞以外の細胞を前記廃液回収用流路へ導く第２の外力付加機構と、
    　前記光学系ならびに前記第１および第２の外力付加機構の動作を制御する制御部と
    を備え、
    　前記第１の外力付加機構が、前記第１の流路の上流側に流体接続する、サイドシース流を生成するためのサイドシース液を流す一対の流路を含み、前記サイドシース液が水より比重が軽く水と混ざり合わない油である、オンチップ・セルソーターシステム。
12. 　前記光学系による前記デジタル画像から前記細胞識別結果を得るタイミングと前記第２の外力付加機構による前記外力を加えるタイミングとの間のタイムラグが最小となるように構成されている、請求項９～１１のいずれか一項に記載のオンチップ・セルソーターシステム。
13. 　前記細胞を各回収用流路へ導く外力付加機構が、該細胞に電気力を付加するためのゲル電極または金属電極を含む、請求項１～１２のいずれか一項に記載のオンチップ・セルソーターシステム。
14. 　前記対象細胞が心筋細胞であり、
    　前記光学系により画像認識によって得られた細胞の形状から、下記式
    

    

    
    によって、Rが1.1未満の細胞を心筋細胞として識別する、請求項１～１３のいずれか一項に記載のオンチップ・セルソーターシステム。
15. 　請求項１～１４のいずれか一項に記載のオンチップ・セルソーターシステムを用いて、試料液中の対象細胞を選別する方法。
16. 　被験体由来の蛍光染色された細胞を含む試料液を流すための流路を備えたセルソーターチップと、
    　前記細胞に対して照射するための明視野光源および蛍光光源を含む光学系と、
    　前記セルソーターチップの前記流路を流れる前記試料液中の前記細胞の明視野画像と前記細胞に結合した蛍光標識物質の蛍光強度および前記細胞の蛍光画像とを同時に取得する検出系と、
    　前記明視野画像、前記蛍光強度、および前記蛍光画像に基づいて、前記流路を流れる多核細胞および／または細胞クラスターを同定する制御・解析手段と、
    　前記同定された多核細胞および／または細胞クラスターを選択的に回収する手段と
    を備えるオンチップ・セルソーターシステム。
17. 　前記制御・解析手段が、
    　ｉ）前記細胞のサイズ（面積）、周囲長、および該面積と該周囲長によって得られる前記細胞の表面の凹凸の程度を示すRの値からなる群から選択される１つ以上のデータ、ならびに
    　ｉｉ）前記細胞に結合した前記標識物質の蛍光の波長と強度のスペクトル、前記細胞内で蛍光染色された１つ以上の領域の細胞内での各重心座標および面積からなる群から選択される１つ以上のデータ
    を取得し、前記データに基づいて前記流路を流れる多核細胞および／または細胞クラスターを同定する、請求項１６に記載のオンチップ・セルソーターシステム。
18. 　前記選択的に回収した多核細胞および／または細胞クラスター由来の遺伝子の核酸配列を計測する手段をさらに備える、請求項１６または１７に記載のオンチップ・セルソーターシステム。
19. 　前記明視野画像と前記蛍光画像とを、１つの高速カメラの受光面上に、分割して同時に表示する機能を有する画像分割機構を備える請求項１６～１８のいずれか一項に記載のオンチップ・セルソーターシステム。
20. 　前記明視野画像と前記蛍光画像とで画像の拡大率が異なるように調整する機構を備える、請求項１９に記載のオンチップ・セルソーターシステム。
21. 　血中がん細胞の候補細胞を同定するために使用される、請求項１６～２０のいずれか一項に記載のオンチップ・セルソーターシステム。
22. 　請求項１６～２１のいずれか一項に記載のオンチップ・セルソーターシステムを用いて被験者由来の細胞試料液から血中がん細胞の候補細胞を同定する方法であって、
    　以下の工程：
    　　（１）健常な血液中では存在しない細胞クラスター（塊）を血中がん細胞候補として同定して選択的に回収する工程、
    　　（２）健常な血液中では存在しない多核細胞を血中がん細胞候補として同定して選択的に回収する工程、
    　　（３）健常な血液中では存在しない巨大細胞を血中がん細胞候補として同定して選択的に回収する工程、および／または
    　　（４）前記（１）、（２）、または（３）に加えて、がん細胞のバイオマーカーの１つあるいは複数に対する蛍光抗体の蛍光強度の存在と組み合わせた解析でがん細胞と同定して選択的に回収する工程
    を含む、方法。
23. 　前記蛍光抗体が、EpCam抗体、K-ras抗体、またはサイトケラチン抗体である、請求項２２に記載の方法。
24. 　さらに以下：
    　前記（１）について、明視野像によるR＞1.3による評価、あるいは、明視野像による前記細胞のサイズと蛍光像による核の数および分布（すなわち隣接する複数の核の像について、その重心の距離が互いに３μm以上離れている事）によって判別すること、
    　前記（２）について、明視野像によってR＜1.3で、かつ、核の数と分布（すなわち隣接する複数の核の像について、その重心間の距離が互いに３μm以内で離れている事）によって判別すること、
    　前記（３）について、明視野像によって、R＜1.3かつ、細胞サイズが直径に換算して２０μmを超えている事によって判別すること、または
    　前記（１）～（３）を組み合わせて、１つ以上の合致条件があったものをがん細胞として判定すること
    を含む、請求項２２または２３に記載の方法。
25. 　光が反射する方向を３次元に調整可能な角度調整機能付きの第１のダイクロイックミラー、
    　前記ダイクロイックミラーで反射した画像データを含む光が導入されるフィルター系、
    　画像サイズを調整するための可動式の遮蔽板からなり、前記フィルター系を介した光が導入される画像サイズ調整系、
    　前記画像サイズ調整系を介した光が導入される、光が反射する方向を３次元に調整可能な角度調整機能付きの第２のダイクロイックミラー、および
    　前記第２のダイクロイックミラーを介した光が導入される、結像位置の差を補正するための光学レンズ系
    を備える光学明視野／蛍光顕微鏡系で使用するための光学モジュールであって、
    　　前記光学レンズ系により前記画像の拡大および縮小が可能であり、明視野画像と蛍光画像との間で拡大率の異なる画像を生成することができるように構成されている光学モジュール。
26. 　蛍光染色した細胞を含む試料液中の前記細胞の明視野画像と前記細胞に結合した蛍光標識物質の蛍光強度および前記細胞の蛍光画像とを同時に取得するために使用される、請求項２５に記載の光学モジュール。
27. 　被験体由来の蛍光染色された細胞を含む試料液を流すための流路を備えたセルソーターチップと、
    　前記細胞に対して照射するための明視野光源、１つまたは２つ以上の蛍光光源、それぞれの波長の光を伝導する光ファイバー、および照射部位において観察対象に光を集束させる集光用レンズを含む光学系と、
    　前記セルソーターチップの前記流路を流れる前記試料液中の前記細胞の蛍光強度を検出するための蛍光を伝導する、１つまたは２つ以上の蛍光波長の各々に対応した光ファイバー、光ファイバーの後段に配置された特定の蛍光波長を通過させるバンドパスフィルター、および蛍光検出器を含む、前記細胞に結合した蛍光標識物質の前記１つまたは２つ以上の蛍光波長に対応した蛍光強度を同時に取得する第１の検出系と、
    　前記細胞の明視野画像と前記細胞の蛍光画像とを同時に取得する第２の検出系と、
    　前記各系の動作を制御し、前記明視野画像、前記蛍光強度、および前記蛍光画像に基づいて、前記流路を流れる多核細胞および／または細胞クラスターを同定する制御・解析手段と、
    　前記同定された対象物を選択的に回収する手段と
    を備えるオンチップ・セルソーターシステム。
     

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