(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
流れている血液を検査対象物として、その検査対象物に混在する癌細胞を検査する装置であって、
前記検査対象物を流すフローセルと、
前記フローセル中の検査領域にある前記検査対象物から出力された光を入力して、その光の像を第１像面に形成する結像光学系と、
前記結像光学系により前記第１像面に形成された像を光学的に２次元フーリエ変換して、そのフーリエ変換後の像を第２像面に形成する第１フーリエ変換光学系と、
前記第１フーリエ変換光学系により前記第２像面に形成された像のうち、前記第１フーリエ変換光学系の光軸を中心とする一定範囲の部分を選択的に通過させる空間光フィルタと、
前記第１フーリエ変換光学系により前記第２像面に形成された像のうち前記空間光フィルタを通過した部分を光学的に２次元フーリエ変換して、そのフーリエ変換後の像を第３像面に形成する第２フーリエ変換光学系と、
を備え、
前記空間光フィルタは、不透明な平板の一定範囲にアパーチャが設けられていて、このアパーチャに入力された光を選択的に通過させ、或いは、透明な平板の一定範囲の窓部を除く他の領域に不透明膜が形成されていて、この窓部に入力された光を選択的に通過させて、光ビーム断面のうち光軸からの距離が一定範囲である円環領域を選択的に通過させる、
ことを特徴とする血液検査装置。
【請求項２】
前記第２フーリエ変換光学系により前記第３像面に形成された像の光量を検出する光検出部と、
前記フローセルの検査領域の下流に設けられ、前記フローセルを流れてきた前記検査対象物を第１分岐流路および第２分岐流路の何れかへ選択的に流す流路切替部と、
前記光検出部により検出された光量が閾値より大きいときに前記流路切替部において前記検査対象物を前記第１分岐流路へ流すよう制御し、前記光検出部により検出された光量が前記閾値以下であるときに前記流路切替部において前記検査対象物を前記第２分岐流路へ流すよう制御する制御部と、
を更に備えることを特徴とする請求項１記載の血液検査装置。
【請求項３】
前記第２フーリエ変換光学系により前記第３像面に形成された像における輝点位置に対応する前記検査領域内の位置にレーザ光を集光照射するレーザ光照射部を更に備えることを特徴とする請求項１記載の血液検査装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血液を検査する装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
近年、医療やバイオテクノロジの分野において、癌組織から血液中に浸潤してきた癌細胞である循環腫瘍細胞（circulating tumor cell）が注目されている（非特許文献１を参照）。すなわち、癌の転移のメカニズムの１つとして、或る臓器から出た癌細胞が血液により運ばれて他の臓器に癌が転移するという血行性が挙げられている。そして、血液中の癌細胞を取り除くことにより癌の転移を抑制することができると期待されている。また、血液中から癌細胞を生きたまま回収することができれば、抗体としての薬の開発に貢献することができると期待され、また、癌の性質や転移メカニズムを解明することができると期待されている。
【０００３】
ところで、血液中の血球細胞は、赤血球および白血球に大別される。赤血球は、ディスク形状を有し、直径が７〜８.８μｍであり、厚みが２〜３μｍである。白血球は、単球，顆粒球およびリンパ球に分類される。単球の大きさは１３〜２１μｍであり、顆粒球の大きさは１０〜１８μｍであり、リンパ球の大きさは７〜１６μｍである。単球，顆粒球およびリンパ球の存在比率は７：５７：３６ である。
【０００４】
一方、癌組織から基底膜を破って血液中に混じる癌細胞は、大きさが２０μｍ程度であり、核が肥大化している。血液中における血球細胞に対する癌細胞の割合は１０７分の１であり、血液１ｍＬ当たりの癌細胞の個数は１個である（非特許文献２，３を参照）。また、血球細胞に対して癌細胞を大きさのみから判別できる場合が９割程度ある（非特許文献４を参照）。
【０００５】
血液中の癌細胞を分離する技術としては、血球細胞と癌細胞との大きさの違いを利用して物理的なメッシュを用いる方法が知られている（非特許文献５，６を参照）。しかし、この物理的メッシュは詰まり易いという問題がある。
【０００６】
一般に人間の血液量は体重の７〜８％であると言われており、人間の大人の場合の血液量は約５０００ｍＬであると見積もられる。この血液の全量を検査する場合、その検査を行っている期間は被験者を拘束することになるので、血液検査装置のスループットは非常に重要なファクタである。細胞を検査する装置として最もスタンダードなものはフローサイトメトリである。
【０００７】
このフローサイトメトリの処理能力は高々１０万個／秒である。白血球の個数のみに着眼した場合、血液１ｍＬ当たりに約１０７個の白血球が存在することから、フローサイトメトリにより５０００ｍＬの血液を検査する場合、その検査の所要時間は１５０時間にもなる。実際、フローサイトメトリを用いて血液中の癌細胞を検出する試みが行われている（非特許文献７〜９を参照）が、フローサイトメトリは５０００ｍＬもの大量の血液を検査することを目的とする装置ではない。
【０００８】
フローサイトメトリでは、細胞を１つ１つ流して、個々の細胞からの蛍光や散乱光を光検出器で受光し、その受光した光検出器から出力される電気信号の波形を解析して、細胞を識別する。フローサイトメトリのスループットは、このような電気信号の波形の解析に要する時間（デッドタイム）が律速となっている（非特許文献１０を参照）。このように、フローサイトメトリは、５０００ｍＬの血液から１０７分の１の頻度（血液１ｍＬ当たり１個）の細胞を生きたまま識別することができない。
【０００９】
また、ＣＣＤカメラまたはＣＭＯＳカメラを用いて血液を撮像し、その撮像により得られた画像を解析することで、その画像中に癌細胞が存在するか否かを検査することが考えられる。ＣＣＤカメラやＣＭＯＳカメラは、撮像技術の向上により高速になっているとは言っても、フレームレートが高々５ｋＨｚであり、画像更新レートが２００μ秒である。一方、フローサイトメトリ中での細胞の移動速度は数ｍ／秒である。例えば、４０倍の顕微鏡対物レンズ視野下（約０.５ｍｍ四方）では、１ｍ／秒の速度で移動している細胞は視野を５００μ秒で通過（フレームアウト）する。したがって、ＣＣＤカメラやＣＭＯＳカメラにより撮像された像を解析することで大量の血液の中から癌細胞を見つけ出すことは現実的ではない。
【００１０】
また、マッチドフィルタ（ホログラフィックフィルタ）の手法を用いて血液中の癌細胞を識別する技術が知られている（特許文献１を参照）。この技術では、レーザ光を照射された血液から発生する回折光のパターンを形成し、その回折光パターン形成面に配置されたマッチドフィルタから出力される光の像をＣＣＤカメラにより撮像し、その撮像より得られた画像を解析することで、血液中の癌細胞の位置等を検出する。しかし、この技術でも、ＣＣＤカメラにより撮像された画像を解析する必要があることから、大量の血液の中から癌細胞を見つけ出すことは現実的ではない。また、特許文献１では、血液中から癌細胞を見つけ出すための具体的なマッチドフィルタの形状が記載されておらず、問題の解決には至っていない．
【特許文献１】特許第２５８２７９７号公報
【非特許文献１】M. Cristofanilli, et al., The New England Journal of Medicine, Vol.351,pp.781-791, (2004).
【非特許文献２】L. W. M. M. Terstappen, et al.,International Journal of Oncology, Vol.17, pp.573-578, (2000).
【非特許文献３】H. B. Hsieh, et al., Biosensorsand Bioelectronics, Vol.21, pp.1893-1899, (2006).
【非特許文献４】L. A. Liotta, et al., CancerResearch, Vol.34, pp.997-1004, (1974).
【非特許文献５】G. Vona , et al., AmericanJournal of Pathology, Vol.156, No.1, pp.57-63, (2000).
【非特許文献６】P. Rostagno, et al., AnticancerResearch, Vol.17, pp.2481-2485, (1997).
【非特許文献７】A. L. Allan, et al., CytometryPart A, Vol.65A, pp.4-14, (2005).
【非特許文献８】H-J. Gross, et al., Cytometry,Vol.14, pp.519-526, (1993).
【非特許文献９】H-J. Gross, et al., Proc. Natl.Acad. Sci. USA, Vol.92, pp.537-541, (1995).
【非特許文献１０】J. F. Leary, Methods in cellbiology, Vol.42, Chapter 20, pp.331-358, (1994).
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
以上のように、非特許文献５，６に記載されているような物理的メッシュを用いる技術、非特許文献７〜１０に記載されているようなフローサイトメトリ、および、特許文献１に記載されているようなマッチドフィルタを用いる技術は、何れも、血液中の癌細胞の識別や位置特定を高速に行うことはできない。
【００１２】
本発明は、上記問題点を解消する為になされたものであり、血液中の癌細胞の識別や位置特定を高速に行うことができる血液検査装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
本発明に係る血液検査装置は、流れている血液を検査対象物として、その検査対象物に混在する癌細胞を検査する装置であって、(1) 検査対象物を流すフローセルと、(2) フローセル中の検査領域にある検査対象物から出力された光を入力して、その光の像を第１像面に形成する結像光学系と、(3) 結像光学系により第１像面に形成された像を光学的に２次元フーリエ変換して、そのフーリエ変換後の像を第２像面に形成する第１フーリエ変換光学系と、(4) 第１フーリエ変換光学系により第２像面に形成された像のうち、第１フーリエ変換光学系の光軸を中心とする一定範囲の部分を選択的に通過させる空間光フィルタと、(5) 第１フーリエ変換光学系により第２像面に形成された像のうち空間光フィルタを通過した部分を光学的に２次元フーリエ変換して、そのフーリエ変換後の像を第３像面に形成する第２フーリエ変換光学系と、を備えることを特徴とする。
更に、空間光フィルタは、不透明な平板の一定範囲にアパーチャが設けられていて、このアパーチャに入力された光を選択的に通過させ、或いは、透明な平板の一定範囲の窓部を除く他の領域に不透明膜が形成されていて、この窓部に入力された光を選択的に通過させて、光ビーム断面のうち光軸からの距離が一定範囲である円環領域を選択的に通過させることを特徴とする。
【００１４】
本発明に係る血液検査装置では、フローセル中の検査領域にある検査対象物から出力された光の像が結像光学系により第１像面に形成される。結像光学系により第１像面に形成された像は、第１フーリエ変換光学系により光学的に２次元フーリエ変換されて、そのフーリエ変換後の像が第２像面に形成される。第１フーリエ変換光学系により第２像面に形成された像のうち、第１フーリエ変換光学系の光軸を中心とする一定範囲の部分は、空間光フィルタを選択的に通過する。そして、第１フーリエ変換光学系により第２像面に形成された像のうち空間光フィルタを通過した部分は、第２フーリエ変換光学系により光学的に２次元フーリエ変換されて、そのフーリエ変換後の像が第３像面に形成される。
【００１５】
このとき第２フーリエ変換光学系により第３像面に形成される像は、第１像面に形成された像のうち空間周波数が小さい成分を含む一方で、空間周波数が大きい成分を含まない。また、第１像面に形成される像において、血球細胞の像部分と比較して癌細胞の像部分の領域が広い。このことから、第３像面に形成される像においては、血球細胞の像部分と比較して癌細胞の像部分が明瞭に現れる。それ故、第３像面に形成された像に基づいて、検査対象物中の癌細胞の有無または位置の情報が求められ得る。
【００１６】
また、本発明に係る血液検査装置は、(6) 第２フーリエ変換光学系により第３像面に形成された像の光量を検出する光検出部と、(7)フローセルの検査領域の下流に設けられ、フローセルを流れてきた検査対象物を第１分岐流路および第２分岐流路の何れかへ選択的に流す流路切替部と、(8) 光検出部により検出された光量が閾値より大きいときに流路切替部において検査対象物を第１分岐流路へ流すよう制御し、光検出部により検出された光量が閾値以下であるときに流路切替部において検査対象物を第２分岐流路へ流すよう制御する制御部と、を更に備えるのが好適である。この場合には、第２フーリエ変換光学系により第３像面に形成された像の光量が光検出部により検出される。そして、フローセルの検査領域の下流に設けられた流路切替部が制御部により制御されて、フローセルを流れてきた検査対象物は、光検出部により検出された光量が閾値より大きいときには第１分岐流路へ流れ、光検出部により検出された光量が閾値以下であるときには第２分岐流路へ流れる。
【００１７】
また、本発明に係る血液検査装置は、第２フーリエ変換光学系により第３像面に形成された像における輝点位置に対応する検査領域内の位置にレーザ光を集光照射するレーザ光照射部を更に備えるのが好適である。この場合には、レーザ光照射部により、第２フーリエ変換光学系により第３像面に形成された像における輝点位置に対応する検査領域内の位置にレーザ光が集光照射される。その集光照射位置には癌細胞が存在するので、光ピンセットの原理により、その癌細胞を選別することができる。また、レーザ光パワーを強くすれば、その癌細胞を壊死させることもできる。
【００１８】
また、本発明に係る血液検査装置では、空間光フィルタは、光ビーム断面のうち光軸からの距離が一定範囲である円環領域を選択的に通過させるのが好適である。この場合には、この空間光フィルタは、バンドパスフィルタとして作用する。
【発明の効果】
【００１９】
本発明によれば、血液中の癌細胞の識別や位置特定を高速に行うことができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２０】
以下、添付図面を参照して、本発明を実施するための最良の形態を詳細に説明する。なお、図面の説明において同一の要素には同一の符号を付し、重複する説明を省略する。
【００２１】
図１は、本実施形態に係る血液検査装置１の構成図である。この図に示される血液検査装置１は、光源１０，照射光学系２０，結像光学系３０，検出光学系４０およびフローセル５０を備える。これらのうち、光源１０，照射光学系２０および結像光学系３０は、位相差顕微鏡と同様の構成を有している。検出光学系４０は、第１フーリエ変換光学系４１，空間光フィルタ４２および第２フーリエ変換光学系４３を含む。フローセル５０は、血管やリンパ管などでもよく、また、細胞が塗布されている顕微鏡用スライドガラスでもよい。
【００２２】
光源１０は、フローセル５０内を流れる検査対象物９０に照射されるべき光を出力する。照射光学系２０は、光源１０から出力された光を検査対象物９０の所定範囲に照射する。照射光学系２０は、コレクタレンズ２１，絞り板２３およびコンデンサレンズ２２を含む。コレクタレンズ２１は、光源１０から発散して出力された光をコリメートする。絞り板２３は、光ビーム断面のうち光軸からの距離が一定範囲である円環領域を選択的に通過させて、検査領域への照射方向を制限する。コンデンサレンズ２２は、コレクタレンズ２１によりコリメートされた光を収斂させて検査対象物９０の所定範囲に照射する。
【００２３】
結像光学系３０は、フローセル５０内を流れる検査対象物９０のうち検査領域から出力された光（照射光学系２０により照射された光のうち検査対象物９０を透過した光）を入力して、その光の実像を第１像面Ｐ１に形成する。結像光学系３０は、対物レンズ３１，ミラー３２および結像レンズ３３を含む。ミラー３２は、対物レンズ３１と結像レンズ３３との間の光路上に挿入されている。対物レンズ３１は、検査対象物９０のうち検査領域から出力された光を入力して、その光をミラー３２へ出力する。ミラー３２は、対物レンズ３１から出力された光を結像レンズ３３へ反射させる。結像レンズ３３は、ミラー３２により反射された光を入力して、その光の実像を第１像面Ｐ１に形成する。このとき第１像面Ｐ１に形成される実像は、実際の検査対象物９０より拡大されたものであるのが好ましい。
【００２４】
第１フーリエ変換光学系４１の前側焦点面は第１像面Ｐ１と一致し、また、第１フーリエ変換光学系４１の後側焦点面は第２像面Ｐ２と一致している。第１フーリエ変換光学系４１は、結像光学系３０により第１像面Ｐ１に形成された像を光学的に２次元フーリエ変換して、そのフーリエ変換後の像を第２像面Ｐ２に形成する。
【００２５】
空間光フィルタ４２は、第２像面Ｐ２に設けられ、第１フーリエ変換光学系４１により第２像面Ｐ２に形成された像のうち、第１フーリエ変換光学系４１の光軸を中心とする一定範囲の部分を選択的に通過させる。この通過領域の形状は、第１フーリエ変換光学系４１の光軸を中心とする円形開口（図２（ａ））であってもよいし、円環開口（図２（ｂ）であってもよい。図２（ａ），（ｂ）は、空間光フィルタ４２を示す図であり、黒色領域が光遮断部を示し、白色領域が光通過部を示している。
【００２６】
円形開口の空間光フィルタ４２は、光ビーム断面のうち光軸からの距離が所定値以下である円形領域を選択的に通過させるものであり、ローパスフィルタとして作用する。一方、円環開口の空間光フィルタ４２は、光ビーム断面のうち光軸からの距離が一定範囲である円環領域を選択的に通過させるものであり、バンドパスフィルタとして作用する。また、この通過領域の大きさは、例えば、結像倍率１倍、第１像面Ｐ１の像の大きさをおよそ３００ｘ３００μｍ、中心波長０.５８０μｍ、第一フーリエ変換光学系４１の焦点距離を４００ｍｍとした場合、円形開口は９.２ｍｍ、円環開口の場合には、外径９.２ｍｍ、内径４.６ｍｍ程度である。
【００２７】
例えば、空間光フィルタ４２は、不透明な平板の一定範囲にアパーチャが設けられていて、このアパーチャに入力された光を選択的に通過させる。或いは、例えば、空間光フィルタ４２は、透明ガラス平板の一定範囲の窓部を除く他の領域に不透明膜が形成されていて、この窓部に入力された光を選択的に通過させる。
【００２８】
第２フーリエ変換光学系４３の前側焦点面は第２像面Ｐ２と一致し、また、第２フーリエ変換光学系４３の後側焦点面は第３像面Ｐ３と一致している。第２フーリエ変換光学系４３は、第１フーリエ変換光学系４１により第２像面Ｐ２に形成された像のうち空間光フィルタ４２を通過した部分を光学的に２次元フーリエ変換して、そのフーリエ変換後の像を第３像面Ｐ３に形成する。
【００２９】
フローセル５０中を流れる検査対象物９０は血液である。この検査対象物９０である血液には、血球細胞が含まれているだけでなく、癌細胞も含まれている場合がある。フローセル５０中を検査対象物９０が流れる方向は、対物レンズ３１の光軸方向に垂直である。本実施形態に係る血液検査装置１は、このような検査対象物９０である血液に混在する癌細胞を検査するものである。対物レンズ３１の光軸方向に複数の細胞が互いに重なることがないように血液が流れているのが好ましい。
【００３０】
この血液検査装置１を用いた血液検査方法は以下のとおりである。光源１０から出力された光は、コレクタレンズ２１、絞り板２３およびコンデンサレンズ２２を含む照射光学系２０を経て、検査対象物９０の所定範囲に照射される。検査対象物９０から出力された光（照射光学系２０により照射された光のうち検査対象物９０を透過した光）は、対物レンズ３１，ミラー３２および結像レンズ３３を含む結像光学系３０を経て、第１像面Ｐ１に入射されて実像が形成される。
【００３１】
結像光学系３０により第１像面Ｐ１に形成された像は、第１フーリエ変換光学系４１により光学的に２次元フーリエ変換されて、そのフーリエ変換後の像が第２像面Ｐ２に形成される。第１フーリエ変換光学系４１により第２像面Ｐ２に形成された像のうち、第１フーリエ変換光学系４１の光軸を中心とする一定範囲の部分は、空間光フィルタ４２を選択的に通過して、第２フーリエ変換光学系４３により光学的に２次元フーリエ変換されて、そのフーリエ変換後の像が第３像面Ｐ３に形成される。
【００３２】
第２像面Ｐ２に形成される像は、第１像面Ｐ１に形成された像が光学的に２次元フーリエ変換されたものであり、第１像面Ｐ１に形成された像の２次元空間周波数分布を表すものである。また、仮に空間光フィルタ４２を取り除いた場合を想定すると、第３像面Ｐ３に形成される像は、第２像面Ｐ２に形成された像が光学的に２次元フーリエ変換されたものであり、第１像面Ｐ１に形成された像と同等のものである。
【００３３】
第２像面Ｐ２における２次元空間周波数分布を表す像では、第１フーリエ変換光学系４１の光軸が交わる位置を原点として、この原点に近いほど空間周波数が小さい。すなわち、第１フーリエ変換光学系４１により第２像面Ｐ２に形成された像のうち、第１フーリエ変換光学系４１の光軸を中心とする一定範囲の部分（空間光フィルタ４２を選択的に通過する部分）は、空間周波数が或る値より小さい成分である。そして、第２フーリエ変換光学系４３により第３像面Ｐ３に形成される像は、第１像面Ｐ１に形成された像のうち空間周波数が小さい成分を含む一方で、空間周波数が大きい成分を含まない。
【００３４】
図３は、本実施形態における第１像面Ｐ１および第２像面Ｐ２それぞれに形成される像の一例を示す図である。同図（ａ）は第１像面Ｐ１に形成される像を示し、同図（ｂ）は第２像面Ｐ２に形成される像を示す。図４は、本実施形態における第１像面Ｐ１に形成される像の一例を示す図である。また、図５は、本実施形態における第３像面Ｐ３に形成される像の一例を示す図である。ここでは、空間光フィルタ４２を円環開口とした。図３（ａ）および図４に示されるように、第１像面Ｐ１に形成される像には、小さい黒丸で表される血球細胞とともに、大きい黒丸で表される癌細胞が存在する。しかし、図５に示されるように、第３像面Ｐ３に形成される像には、第１像面Ｐ１において元々血球細胞が存在していた位置には明瞭な明領域が存在しないが、第１像面Ｐ１において元々癌細胞が存在していた位置には明瞭な明領域が存在する。
【００３５】
このように、図５に示されるような第３像面Ｐ３における像から、画像解析することなく直ちに、検査対象物９０における癌細胞の有無や位置の情報を得ることができる。したがって、血液中の癌細胞の識別や位置特定を高速に行うことができ、大量の血液を検査する上で好ましい。
【００３６】
図６は、他の実施形態に係る血液検査装置２の構成図である。この図６に示される血液検査装置２は、図１に示された血液検査装置１の構成に加えて、第１分岐流路５１、第２分岐流路５２、光検出部６０、流路切替部７０および制御部７１を更に備える。
【００３７】
光検出部６０は、第２フーリエ変換光学系４３により第３像面Ｐ３に形成された像の光量を検出するものであり、レンズ６１、減光フィルタ６２および検出器６３を含む。光検出部６０は、第３像面Ｐ３における像をレンズ６１により検出器６３の受光面に集光して、検出器６３により光量を検出する。検出器６３として例えばフォトダイオードや光電子増倍管が用いられる。
【００３８】
レンズ６１と検出器６３との間に挿入された減光フィルタ６２は、検出器６３の動作がシングルフォトン領域となる程度まで、検出器６３に入射する光のパワーを小さくするものである。検出器６３がシングルフォトン領域で動作すれば、検出器６３の受光面に到達したフォトンの個数を計数することにより、検査領域内の癌細胞を計数することができる。なお、第３像面Ｐ３に形成された像において癌細胞が存在するか否かを検出するだけでよいのであれば、減光フィルタ６２は不要であり、検出器６３からの出力値と閾値との大小比較に基づいて癌細胞の有無を判断することができる。
【００３９】
流路切替部７０は、フローセル５０の検査領域の下流に設けられ、フローセル５０を流れてきた検査対象物９０を第１分岐流路５１および第２分岐流路５２の何れかへ選択的に流す。制御部７１は、光検出部６０により検出された光量が閾値より大きいとき（すなわち、癌細胞の存在が認められたとき）に、流路切替部７０において検査対象物を第１分岐流路５１へ流すよう制御する。また、制御部７１は、光検出部に６０より検出された光量が閾値以下であるとき（すなわち、癌細胞の存在が認められないとき）に、流路切替部７０において検査対象物を第２分岐流路５２へ流すよう制御する。
【００４０】
したがって、第１分岐流路５１へ流れていく検査対象物９０は癌細胞を含み、第２分岐流路５２へ流れていく検査対象物９０は癌細胞を含まない。なお、第１分岐流路５１へ流れていく検査対象物９０は、癌細胞だけでなく血球細胞をも含むが、癌細胞が濃縮されたものとなっているので、抗体としての薬の開発や癌の性質や転移メカニズムの解明に貢献し得る。
【００４１】
図７は、更に他の実施形態に係る血液検査装置３の構成図である。この図７に示される血液検査装置３は、図１に示された血液検査装置１の構成に加えて、レーザ光照射部８０を更に備える。レーザ光照射部８０は、第２フーリエ変換光学系４３により第３像面Ｐ３に形成された像における輝点位置に対応する検査領域内の位置にレーザ光を集光照射するものであり、ミラー８１、レンズ８２、ミラー８３、フォトダイオードアレイ８４、ＶＣＳＥＬ（vertical cavity surface emitting laser）素子アレイ８５、レンズ８６、レンズ８７およびハーフミラー８８を含む。
【００４２】
レンズ８２は、第２フーリエ変換光学系４３により第３像面Ｐ３に形成された像をフォトダイオードアレイ８４上に再結像させる。ミラー８１は、第３像面Ｐ３とレンズ８２との間の光路上に設けられている。ミラー８３は、レンズ８２とフォトダイオードアレイ８４との間の光路上に設けられている。これらミラー８１，８３は、光路を折り返す為に設けられている。
【００４３】
フォトダイオードアレイ８４は、平面上に複数のフォトダイオードが２次元配列されたものである。また、ＶＣＳＥＬ素子アレイ８５は、平面上に複数のＶＣＳＥＬ素子が２次元配列されたものである。フォトダイオードアレイ８４に含まれる個々のフォトダイオードと、ＶＣＳＥＬ素子アレイ８５に含まれる個々のＶＣＳＥＬ素子とは、１対１に対応している。フォトダイオードアレイ８４に含まれる何れかのフォトダイオードに光が入射すると、そのフォトダイオードに対応するＶＣＳＥＬ素子がレーザ光を出力する。
【００４４】
また、フォトダイオードアレイ８４はＰＳＤ（Position Sensitive Device）素子に置き換えることもできる。ＰＳＤからの位置情報ＸおよびＹ出力は、アドレッシング可能なＶＣＳＥＬ素子アレイ８５に入力される。検査領域内に同時にがん細胞が複数現れる確率は、血中の癌細胞頻度１０７分の１という数値からして非常に低いので、ＰＳＤのような光検出器も利用可能である。
【００４５】
レンズ８６，８７およびハーフミラー８８は、ＶＣＳＥＬ素子アレイ８５に含まれる何れかのＶＣＳＥＬ素子がレーザ光を出力したときに、そのレーザ光をフローセル５０内の検査対象物９０における検査領域に集光照射する。その集光照射位置は、ＶＣＳＥＬ素子アレイ８５において発光したＶＣＳＥＬ素子の位置に対応し、フォトダイオードアレイ８４において受光したフォトダイオードの位置に対応し、そして、第３像面Ｐ３における輝点の位置に対応する。したがって、レーザ光集光照射位置には癌細胞が存在する。このように検査対象物９０中の癌細胞に対してレーザ光を集光照射することにより、光ピンセットの原理や光圧により、その癌細胞を選別することができる。また、レーザ光パワーを強くすれば、その癌細胞を壊死させることもできる。
【００４６】
本発明は、上記実施形態に限定されるものではなく、種々の変形が可能である。例えば、上記実施形態に係る血液検査装置１は位相差顕微鏡の構成を含むものであったが、本発明に係る血液検査装置は、透過型明視野顕微鏡，反射型明視野顕微鏡，暗視野顕微鏡，微分干渉顕微鏡および定量位相差顕微鏡などの他のタイプの顕微鏡を含む構成であってもよい。一方、位相差顕微鏡および微分干渉顕微鏡それぞれを用いる場合には、細胞が無色透明であっても、該細胞を染色することなく該細胞を検出することができる。定量位相差顕微鏡は、定量的に試料の位相差が得られるもので、無色透明な細胞にコントラストを付加させるだけでなく、光学的厚みを輝度情報に変換する。このことは、癌細胞を血球細胞と識別する上において図３(ａ）のコントラストをさらに増強する一助となる。
【００４７】
位相差顕微鏡では、細胞を通過する直接光（Ｓ波）と周囲の媒質を通過する回折光（Ｄ波）との間の位相差を調整する位相板を対物レンズの後側焦点面に配置し、Ｓ波とＤ波とを第１像面Ｐ１において干渉させることにより、細胞と媒質との間の位相差を第１像面Ｐ１において明暗の差に変換することができる。位相板における位相差調整量によって、媒質より屈折率が高い細胞が第１像面Ｐ１において暗領域になる場合（ポジティブコントラスト）と、媒質より屈折率が高い細胞が第１像面Ｐ１において明領域になる場合（ネガティブコントラスト）とがある。
【図面の簡単な説明】
【００４８】
【図１】本実施形態に係る血液検査装置１の構成図である。
【図２】本実施形態に係る血液検査装置１に含まれる空間光フィルタ４２を示す図であり、
【図３】本実施形態における第１像面Ｐ１および第２像面Ｐ２それぞれに形成される像の一例を示す図である。
【図４】本実施形態における第１像面Ｐ１に形成される像の一例を示す図である。
【図５】本実施形態における第３像面Ｐ３に形成される像の一例を示す図である。
【図６】他の実施形態に係る血液検査装置２の構成図である。
【図７】更に他の実施形態に係る血液検査装置３の構成図である。
【符号の説明】
【００４９】
１〜３…血液検査装置、１０…光源、２０…照射光学系、２１…コレクタレンズ、２２…コンデンサレンズ、２３…絞り板、３０…結像光学系、３１…対物レンズ、３２…ミラー、３３…結像レンズ、４０…検出光学系、４１…第１フーリエ変換光学系、４２…空間光フィルタ、４３…第２フーリエ変換光学系、５０…フローセル、５１…第１分岐流路、５２…第２分岐流路、６０…光検出部、６１…レンズ、６２…減光フィルタ、６３…検出器、７０…流路切替部、７１…制御部、８０…レーザ光照射部、８１…ミラー、８２…レンズ、８３…ミラー、８４…フォトダイオードアレイ、８５…ＶＣＳＥＬ素子アレイ、８６…レンズ、８７…レンズ、８８…ハーフミラー、９０…検査対象物、９１…血球細胞、９２…癌細胞、Ｐ１…第１像面、Ｐ２…第２像面、Ｐ３…第３像面。
【図１】
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【図２】
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【図６】
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【図７】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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