非対称検出時間ストレッチ光学顕微鏡（ATOM）によるマイクロ流体イメージングフローサイトメトリー

サマリー

このプロトコールは、超高速マイクロ流体流における単一細胞イメージングのための非対称検出時間ストレッチ光学顕微鏡検査システムの実施およびイメージングフローサイトメトリーにおけるその応用を記載する。

要約

フローサイトメトリーの高度な開発において、多次元データ分析、したがってより高い信頼性の統計結果を可能にする測定可能なパラメータの数をスケーリングすることが、主な傾向であった。注目すべきことに、高解像度イメージング能力を加えることにより、細胞/細胞間構造の複雑な形態学的分析が可能になる。これは標準的なフローサイトメーターでは不可能です。しかし、それは細胞機能の知識を進歩させる上で貴重であり、生命科学の研究、臨床診断、環境モニタリングに役立ちます。フローサイトメトリーへのイメージング能力の組み込みは、主にカメラ技術における速度および感度の制限によるアッセイスループットの低下をもたらす。イメージ品質を維持しながらイメージングフローサイトメトリーに直面するこの速度またはスループットの課題を克服するために、非対称検出時間ストレッチ光学顕微鏡法（ATOM）が、高コントラストの単一細胞イメージを可能にすることが実証されている100,000細胞/秒という高い画像処理スループットで、細胞内分解能を有する。 ATOMは、超高速広帯域レーザパルスの使用による全光学画像の符号化および検索に依存する従来の時間ストレッチ撮像のイメージングコンセプトに基づいて、非標識/非染色細胞の画像コントラストを向上させることによって画像性能をさらに進歩させる。これは、単一ショット広帯域パルスにスペクトル的に符号化されたセルの位相勾配情報にアクセスすることによって達成される。したがって、ATOMは、細胞型、状態、および機能さえ示す単一細胞形態およびテクスチャ情報のハイスループット測定において特に有利である。最終的に、これは細胞の生物物理学的表現型解析のための強力なイメージングフローサイトメトリープラットフォームとなり、現在の最先端の生化学マーカーベースの細胞アッセイを補完することができます。この作業では、ATOMシステムのキーモジュールを確立するためのプロトコルについて説明します（光フロントエンドからデータpロゼイングおよび可視化バックエンド）、ならびにヒト細胞および微細藻類を例として使用して、ATOMに基づくフローサイトメトリーのイメージングのワークフローを提供する。

概要

光学イメージングは​​、多くの細胞/亜細胞成分の詳細な空間分布を（ほとんど）非侵襲的に視覚化するための強力なツールおよび細胞ベースのアッセイを提示し、細胞の形態学的、生物物理学的および生体分子の多数の特徴を明らかにする。しかしながら、単一の細胞から高含量の情報を抽出するこの能力は、莫大かつ異種の細胞集団を調査しなければならない場合、一般に損なわれている。これは、測定スループットとコンテンツとの間の細胞ベースアッセイにおける共通のトレードオフを示す。注目すべき例は、フローサイトメトリーにイメージング能力を加えることにより、従来の非イメージングフローサイトメーターに比べて少なくとも1-2桁のスループットのダウンスケーリングがもたらされたことである。それは、標準的なフローサイトメーター¹では不可能である複雑な形態学的な単一細胞分析を提供することができるが、イメージングフローサイトメトリーは、一般に、高い統計的信頼性で細胞の異種性を念入りにする。これは、生物学における新たな発見や疾患の病因の理解を得るために必要です。レーザービーム走査（ガルバノメーターミラーなど）、および/または画像センサー（ 例えば、電荷結合素子（CCD）および相補型金属光検出器）によって課される固有の速度限界には、酸化物半導体（CMOS））である。走査速度は、走査ミラーの機械的な慣性によって本質的に制限されるが、CCDまたはCMOSのフレームレートは、撮像速度と感度との間の基本的なトレードオフによって制限される（ すなわち、フレームレートを増加させると、 、 およびその逆）。

全光学的、超高速画像符号化メカニズムに基づいて、光学的時間ストレッチ撮像は、ハイスループット画像フローサイトメトリーのための魅力的なプラットフォームとして実証されている従来の画像センサや機械的なレーザ走査を必要とせずに、タイムストレッチイメージングの動作原理の詳細な説明は、参考文献4,5,6,7に見出すことができる。簡単に説明すると、2つの交換可能なマッピングステップからなる：（i）画像化された標本の空間座標が光パルスビーム^8,9のスペクトルにわたって異なる波長にマッピングされるスペクトル符号化（波長空間マッピング）個々のレーザパルスの波長成分が群速度分散（GVD）を経て時間的（波長掃引）波形（ 図1 ）に変換（伸張）される分散フーリエ変換（波長 - 時間マッピング） ⁹ 。重要な時間ストレッチイメージングの特徴は光増幅であり、超高速光検出とGVD損失による感度の低下との戦いにおいて重要な役割を果たし、光検出器のノイズ⁹によって汚染されることなくイメージ信号対雑音比（SNR）を向上させる。各レーザーパルスは、細胞の一方向の流れに直交する画像化された標本のラインスキャンをコード化するので、有効なライン走査速度は、典型的には10MHzを超えるレーザー反復速度によって決定される。この超高速操作により、10,000〜100,000細胞/秒（ すなわち、従来のイメージングフローサイトメトリーよりも10〜100倍高い）のスループットで、ぼやけのない単一細胞画像捕捉が可能になる。結果として、時間ストレッチイメージングは​​、特に、未知の異種性または珍しい/異常な細胞をかなりの集団（数千〜数百万個）で同定する必要がある場合に、ハイスループット、単一細胞、セル珍しいがん細胞スクリーニング¹⁰または微細藻類分類^{11など）が挙げられる} 。

時間ストレッチイメージングは​​、主に、明視野（BF）イメージキャプチャに依存し、そこからイメージコントラストが細胞2,3,10,10,11からの光散乱および吸収によって生成される。このようなラベルフリーの単一細胞イメージング能力は、細胞毒性および光退色などの蛍光標識に関連する有害な影響を回避することができ、さらに、細胞および細胞内テクスチャおよび形態に基づく単一細胞分析に有益な情報を提供する。これらのラベルフリーパラメータは、特に莫大な細胞集団が利用可能な場合に、細胞の深部画像分類に有効であることが証明されている^{11 。}"xref"> 12。しかしながら、多くの場合、BFイメージングは​​、標識を含まない透明細胞の詳細な形態を明らかにするために十分なコントラストを提供することができない。超高速フレームレート13,14,15で撮像コントラストを向上させるために、異なるラベルフリー位相差、時間ストレッチ撮像モダリティが開発されている。これらの技術の中でも、Schlieren撮影と同様の概念に基づく位相勾配（微分干渉コントラスト（DIC）のような）コントラストを明らかにするために、非対称検出時間ストレッチ光学顕微鏡法（ATOM）超高マイクロ流体スピード（最大10m / s）での単一細胞の高コントラスト造影。この効果は、画像符号化されたビーム経路を部分的に遮断するか、または光検出の前にビームを傾斜させることによって、斜めの検出または照明によって容易に生成することができる。 ATOMのもう一つの利点は、逆の方向に沿って2つの位相勾配コントラストを同時に取得する能力。強度減算および2つの反対のコントラスト画像の合計は、同じラインスキャンからのそれぞれ異なる位相勾配コントラストおよび吸収コントラストをもたらす。この作業では、光学セットアップの確立、サンプルの準備、データの取得と可視化を含む、ATOMの実装を記述する詳細なプロトコルを提示します。具体的には、この研究は、ヒト血液細胞、癌細胞、および植物プランクトン（微細藻類）の単一細胞イメージングを用いたATOM操作を実証する。これは、生物医学分野だけでなく、海洋およびバイオ燃料の研究でも、イメージングフローサイトメトリーへのATOMの適用性を強調している^17,18 。

プロトコル

サンプル調製

1. サンプル調製（付着細胞; MCF-7細胞）
   1. インキュベーターから細胞培養皿を取り出し、培地を排出する。
   2. 過度の培地を除去するために、細胞を1×リン酸緩衝食塩水（PBS）で皿洗いします。
   3. 培養ディッシュ（直径100mm）に0.25％トリプシン溶液3mLを加え、37℃、5％CO ₂インキュベーターに4分間入れる。
      注：トリプシンは細胞の接着タンパク質を溶解し、培養皿から分離します。
   4. 全ての細胞が光学顕微鏡（10X対物レンズ）を用いて培養皿から分離したかどうかを調べる。そうでなければ、細胞培養皿を静かに振る。
   5. トリプシンの作用を停止させるために、標準培地（89％ダルベッコ改変イーグル培地（DMEM）、10％ウシ胎児血清（FBS）、および1％ペニシリン - ストレプトマイシン（PS）を配合）4mLを添加する。
   6. T混合物全体（トリプシン溶液および培地中の細胞）を遠心チューブに移し、200 x gで5分間遠心分離する。
   7. すべての液体を除去し、1x PBS（pH値：7.4、37°C​​に予備加熱）の1 mLで細胞を再懸濁する。
2. サンプル調製（培養微生物藻類）
   1. 培養した微細藻類と培地（海水、寒天、淡水など）を1：5の容量比（マイクロ藻類と培養液）の新しいガラス培養チューブ（〜15 mL）に移して確立する新しいサブ培養培地である。
   2. 実験前72〜120時間、明/暗（LD）サイクル（通常はLD 16：8）に従って蛍光灯からの人工照明により一定の照明下で防塵チャンバーに入れる。
   3. 継代培養したサンプルを遠心チューブに移し、よく混合します。

2. ATOMシステムセットアップ

図1：ATOMシステムの概略図。超高速パルスを（ a ）時間ストレッチモジュールおよび（ b ）インライン光増幅器モジュールに送達するために、広帯域パルスレーザが使用される。時間ストレッチモジュールは、それぞれがレーザ源の波長スペクトルのレプリカ（ すなわち、波長対時間マッピング）である時間波形の列を生成する。増幅器モジュールは、パルスストレッチ（分散）損失補償に使用されます。引き伸ばされたパルスは、次に、回折格子によって空間的に分散され、個々の波長成分がリレーレンズ対によって中継され、対物レンズによって集束された1次元スペクトルシャワー照明を形成し、（ d ）マイクロ流体チップ。これがスペクトルエンコーディングのプロセスです。ザスペクトル的に符号化された光は、再び、別の対物レンズおよびミラーを通ってセルを通過し、回折格子に戻り、空間的に分散していないパルスビームとして再結合する。この画像符号化されたパルスビームは、 （ e ）2本の経路に分割され、両方のビームが繊維に結合される前に（ f ）ナイフエッジによって部分的に遮断されるが、反対方向から遮断される。これら2つのビームは、最終画像の2つの（反対の）符号化位相勾配コントラストを表す。両方の信号コントラストの同時検出のために、信号の1つが（ g ）時間遅延線を経て、2つの信号が時間的に多重化（インターリーブ）される。データ収集には高速光検出器とリアルタイムオシロスコープを使用します。 この図の拡大版を見るには、ここをクリックしてください。

1. タイム・セントリトックモジュール
   1. 近赤外（NIR）範囲800-1,500 nmの推奨中心波長を持つ広帯域フェムト秒（fs）またはピコ秒（ps）パルスレーザー光源を使用します。
      注記：標準的な必要なパルス幅は、100fs以下から数psまでです。パルスレーザ光源の詳細な要件は、参考文献4および5に見ることができます。重要な指標は表1に示されています。
      1. レーザー光源は、ATOMの超高速イメージングを保証するために、メガヘルツ領域（ 例えば、数十MHz）でなければならない高い繰り返し率を有することを確認する。また、ピーク出力レーザ出力をファイバーキャビティのダメージ出力スレッショルド（約1kW）よりも十分に低く設定します。
      2. パルスレーザー光源のショット間の時間的およびスペクトル安定性を良好に保つ。
         注：スペクトル振幅変動の一般的な許容誤差は、1.2％ss = "xref"> 21に設定されています。
         注：レーザー光源の光帯域幅は10-100 nmと予想されます。これは、単一セルイメージングで十分な撮像視野（FOV）を確保するために不可欠です²¹ 。
   2. ファイバーコリメーターを介してレーザーパルスビームをシングルモード分散光ファイバーに結合します。シングルモード分散光ファイバーでは、パルスはグループ速度分散（GVD）によって伸長されます （ 図1a ）。
      注：これは、各パルスのスペクトルが波長掃引波形（ すなわち波長 - 時間マッピング）として時間上にマッピングされるプロセスです。
      注：必要な総GVDは、全体のATOMイメージ解像度が波長 - 時間マッピングプロセス（ディスカッション参照）の影響を受けないことを保証するのに十分なものでなければなりません。通常、NIR範囲では、GVDは0.1ns / nmをはるかに超えなければならない。例えば、単一モードファイバは、現在の設定は、1,060nmの波長（全ファイバ長10km）を中心に0.38ns / nmの総GVDを提供する。
2. スペクトル符号化モジュール
   1. 図1に示すように、光学顕微鏡システムを構築して、マイクロ流体チャネルに沿って流れる細胞のスペクトルコード化撮像を行う。
      注：この光学顕微鏡の主要コンポーネントは、（1）回折格子、望遠リレーレンズモジュール（ 図1の RL1およびRL2）、および2つの対物レンズ（ 図1の Obj1およびObj2）を含む。
      1. まず、スペクトル拡大シャワー（ 図1c ）を生成するために、回折格子（この配置では透過型格子が使用される）上に時間ストレッチされコリメートされたビームを照射する。
         注：回折されたビームのパワー（ すなわち、回折効率）は、 t彼は格子の向きをリトロー構成に閉じた。
      2. 2つのリレーレンズ（RL1とRL2）を4-f結像系で構成します（ つまり、 RL1の焦点面に回折格子を置き、RL1とRL2を焦点距離の合計に等しい距離だけ分離します）。対物レンズObj1の後側焦点面に結像される）。
      3. Obj1の背面開口部を満たすように注意深くスペクトルシャワーを整列させることにより、スペクトルシャワーを投射して顕微鏡の画像面に集束させることができる。
         注：対物レンズ（ 図1の Obj1）のNAは0.75です。
      4. 同様のNAを有する別の対物レンズ（ 図1の Obj2）およびこの対物レンズ（Obj2）の後部開口に平面ミラーを配置して、スペクトルシャワービームを画像平面を二重通過させて回折格子。
      5. 調整する一対の対物レンズ（Obj1、Obj2）は、その焦点面が重なるように配置されている。スペクトルシャワーが同じ位置で画像平面を二重に通過し、同じ経路に沿ってグレーティングに戻るかどうかを確認します。そうでない場合は、さらに光学系のアライメントとチューニングを行います。
         注：戻り光は、光が非対称検出モジュールに送信されるように、追加のビームスプリッタを通過する必要があります。
      6. 適切なレベルで光増幅器の利得を調節することにより、通常10dB以上の良好なSNRを有する光検出器によって信号を検出することができる。
      7. サンプルプラットフォーム上のマイクロ流体チップの位置を調整して調整し、スペクトルシャワー、したがってイメージング領域がマイクロ流体チャネルを横切って配置されていることを確認します（ 図1d ）。
         注：スペクトルシャワーは、m内部の流体の流れの方向に直角に照射されます流れの動きが自動的に2次元（2D）スキャンを実行するように、マイクロ流体チップに供給される。
3. 非対称検出モジュール
   1. イメージングされた符号化されたビームを2つに分離するために、追加のビームスプリッタを配置します （ 図1e ）。
      注：各ビームレプリカは、ナイフエッジによって部分的にブロックされています。
   2. ビームブロックの前にビームの光パワーを測定して記録します。次に、ビームの半分を（目視検査によって）ほぼブロックするように、ナイフエッジ（直線移動ステージに取り付けられている）を手動で配置します。その後、光パワーメータを使用してビームパワーをモニタし、ナイフエッジの位置をビーム間で平行移動させて微調整します。
      注：最適な位置は、電力が元の値の50％（ つまり、ブロックされていないケース）で減少する場所であることが推奨されます。これは、画像信号の最良の組み合わせを提供する条件である強度および画像コントラストの向上をもたらす。
   3. 別のビームレプリカについてもステップ2.3.2を繰り返します。 1つのビームに対する部分ビームブロックの向きは、他のビームに対して反対でなければならないことに留意されたい（ 図1f ）。
   4. 部分的に遮蔽された2つのビームを、2本のファイバーコリメーターを介して2つの別々のシングルモードファイバーアームに結合します。
      注記：アームの1つにファイバベースの遅延線として余分な長さのファイバがあり、他のレプリカ（遅延線なし）に対して時間遅延を導入します （ 図1g ）。両者は、光検出の前にファイバカプラによって単一のファイバに向けられる。時間遅延は、2つのレプリカを時間的に分離するのに十分長く、次の波形との時間的な重複を避けるために十分短くすべきである（ すなわち、 2つのレプリカは常に検出の前に単一ファイバで時間インターリーブおよび時間多重される））。
   5. キャップ検出された光信号をリアルタイムオシロスコープでデジタル化し、デジタル化します。オシロスコープの帯域幅およびサンプリングレートは、最終的な画像解像度に影響を与えないように十分に高くなければなりません（ディスカッション参照）。
      注：ここでは、0.38 ns / nmのGVDを使用して、バックエンド取得帯域幅とサンプリングレートがそれぞれ> 20 GHzおよび> 40 GSa / sが必要です。

3.実験手順

1. 標本荷重
   1. 標準的な血球計で従来の位相差顕微鏡下で細胞計数を行う。
   2. 1×PBS（マイクロ藻類の場合は湧水）で希釈して細胞密度を調整し、ピペットでよく混合します。
      注：推奨濃度は10 5〜10 ⁶細胞/ mLです。
   3. マイクロイメージチップを光学イメージングシステムのサンプルプラットフォームにマウントします。
      注：マイクロ流体チップは主にポリジメチルシロキサン（PDMS）で作られ、標準的な複製成形法を用いて製造される。マイクロ流体チャネルは、慣性流集束効果を生成するために非対称な湾曲チャネルを用いて設計されているので、細胞は撮像セクション（80μm×80μm（高さ×幅）の寸法）の単一ファイル内を高速で。
   4. 密度調整した細胞溶液を10mLシリンジに移す。
   5. シリンジをマイクロ流体チップの入口に接続し、遠心チューブをマイクロ流体チップの出口に接続して処分する。
   6. シリンジポンプにシリンジを取り付け、適切な流量を設定して、望ましいスループットを与え、細胞とチャネルとの間に過剰な剪断力を課すことを回避する。
      注：サンプルの線速度は0.5~10m / s以内にする必要があります。実際の画像記録の前に、システムをさらに微調整する必要があります。画像信号強度を最適化し、ステップ2.2.1.4-2.2.1.6を繰り返すことによって画像集束を最適化する。

4.データ取得

1. 実験ごとに保存するデータポイントの適切な数を設定します。保存するデータポイントの数は、サンプルのサイズと流速に依存します。
   注：通常、サンプリングレート80 GSa / sで8〜1600万サンプルポイントに設定されています。
2. オシロスコープを使用してバッチモードでデータを取得して保存します。

5.バックエンド処理

図2：ラインスキャン時間トレースからのATOM画像の再構成。吸収コントラストおよび差分（増強された）位相勾配コントラストを有するATOM画像を再構成するために、2組の時間ストレッチパルス（紫および緑パルスを参照）が（ a ）時間多重化された時間波形トレースとデジタル化されて積み重ねられ、（ b ）2つの反対の位相勾配コントラストを示す2つの2D画像を形成する。レーザ繰返し率推定における丸め誤差による副屈折率シフトを補償することによって歪みのない画像を形成するために、剪断操作が必要であることに留意されたい。レーザ源のスペクトル強度包絡線から（ d ）生の線走査を引くことにより、画像の背景を除去することができる。 （ g ）画像（ e ）と画像（ f ）の画素ごとの強度加算によって吸収コントラスト画像を得ることができるが、（ h ）画像の差分から差分位相勾配コントラスト画像を得ることができる）および（f）。 より大きなバージョンを表示するにはここをクリックしてくださいこの図の

1. オシロスコープからコンピュータにデータを転送し、オフラインでの画像再構成を行います。
   注：ここでは、データはポータブルハードディスクに保存され、オシロスコープと処理用コンピュータの間で手動で転送されます。ハードディスクの容量は、実験ごとに500 GB以上にする必要があります。
   1. キー画像再構成ルーチンを使用して、ラインスキャンをデジタル積み重ねて2D画像を形成します（ 図2 ）。
      注：カスタムプログラム（MATLAB）は、2つの時間多重データセット（ 図2の紫色と緑色の波形）を分離することにより、2つの非対称検出画像を生成します 。
      1. 2つの非対称検出画像の強度を減算することによって微分位相勾配コントラスト画像を得る。 2つの非対称な検出画像を加算することにより、吸収コントラスト画像を得ることができる。 MCF-7と微細藻類の選択された画像を図3個々の画像のバックグラウンドプロファイルは、まず画像加算および減算処理の前に除去し、その強度を正規化する必要があります。
   2. さらなる解析のために、画像から得られた細胞体積、真円度、吸収密度などのパラメータのライブラリを生成する。
2. データのライブラリをデータ視覚化プラットフォームに入力します（ 図4 ）。
   1. パラメータのライブラリと対応する再構成されたイメージをビジュアライゼーションインタフェースプラットフォームにロードします。
   2. 関心のあるパラメータに軸を設定します。
      注：パラメータは問題に固有であり、ユーザーによって定義されます。それらは、MATLABプログラムによるATOM画像から得られます。ここでは、細胞の光吸収密度、細胞面積、細胞容積、および細胞円形度を選択することができる。
   表示するデータセットを選択すると、すべてのセルイメージを散布図上の別のデータポイントとして視覚化できます。
3. マウスカーソルを各点に移動すると、対応する画像や他のパラメータが浮動小窓に表示されます。
   注記：軸は、対話的な方法で線形スケールと対数スケールの間で変更できます。
4. 手動で散布図をゲーティングすることにより、データセットの任意のサブセットの詳細な分析を実行します。
   注記：ゲートされたサブセットの各パラメータのヒストグラムは、ライブラリ全体のヒストグラムに対してプロットすることができます。別々のヒストグラムは別の浮動小窓に表示されます。

結果

この研究では、哺乳類細胞（ヒト末梢血単核細胞（PBMC）および乳癌細胞（MCF-7））および植物プランクトン（ScenedesmusおよびChlamydomonas）を有するATOMによる2つの単一細胞イメージング実証が示されている。最初の実験は、血液中の循環腫瘍細胞（CTC）の検出、列挙、および特徴付けのための液体生検への関心の高まりによって動機付けられた²³ 。原発性腫瘍部位から血流に拡散したCTCを測定する能力は、転移性癌の進行を検査することを可能にする^24,25 。しかし、CTC分析には次のような課題があります。（i）CTC数は、全血中の血球の超過量よりも大幅に少なくなります。 CTCを同定および回収する現在の方法は、大部分が細胞濃縮および分離工程を含む class = "xref"> 26,27,28。しかし、血液細胞の混入するバックグラウンドおよび/または濃縮されたCTCの生存率は、その後の分子分析（ 例えば、 RNAシークエンシング）

ディスカッション

ATOMシステムのセットアップ中に特別な注意が必要な技術的な詳細がいくつかあります。第1に、非対称/斜めのスペクトル符号化された照明が、吸収コントラストにおける残留位相勾配成分（ すなわち、シャドーイング効果）を導入し、ATOMにおける位相勾配コントラストの増強に影響を及ぼす可能性があることに留意することが重要である。したがって、斜め照明のこの効果は最小限に抑えられるべきである。第2に、2つのレプリカを含む時間多重化または時間インターリーブ方式が画像化速度に大きな妥協をもたらさないことが強調されるべきである（ すなわち、 > MHzのライン走査速度が依然として維持され得る） 2つのビームレプリカのうちの1つは、1つのライン走査期間を超えない。第3に、分散ファイバおよび増​​幅器の統合モジュールの最適な構成は、利用可能な増幅器の仕様としての目標利得に依存する。光増幅は本質であるGVD22に関連する光損失に対処するために、時間ストレッチのプロセスにかけられる。原理的には、ファイバベースの時間ストレッチプロセス（ 図1b ）と互換性があるよ...

材料

この記事で使用された材料の一覧

名前	会社	カタログ番号	コメント
ニコンプラン蛍石生理学対物レンズ 40倍	ニコン	MRF07420	対物レンズ (Obj2)
オリンパスプラン蛍石対物レンズ、0.75 NA、0.51 mm WD、40倍	リンパス	RMS40X-PF	対物レンズ (Obj1)
N-BK7 平凸レンズ	Thorlabs	LA1145-C	スペクトルシャワー
FC/APC ファイバーコリメーションパッケージ	Thorlabs	F220APC-1064	レーザーパルスの出力・収集用
ペリクルビームスプリッター	ソーラブ	スBP145B3	ビームレプリカ作成用
保護シルバーミラー	ソーラブ	PF10-03-P01	光反射用
800-1650nm 12GHzシングルモード DC結合型NIRフォトレシーバー	ニューポート	1544-B	光を電気信号に変換するため
インフィニウム 高性能オシロスコープ	アジレント	DSOX91604A	光変換された電気信号を保存するために
HI1060 光ファイバー	コーニング	HI1060	タイムストレッチ用光ファイバー
イッテルビウムドープファイバー増幅器	Keopsys	KPS-STD-BT-YFA-37-BO-SM-111-FA-FA	光インライン増幅器
ホログラフィックグレーティング	ワサッチフォトニクス	020305-6	グレーティング
注入/引き出しシリンジポンプ	ハーバード・イスラーム	PHD 2000	マイクロ流体チャネルにサンプルをロードするためのシリンジポンプ