JPH0472544A - 粒子画像分析装置 - Google Patents

Abstract

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

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、血液や尿等の試料液を扁平なンースフローに
して流し、その試料扁平流にストロボ光を照射して静止
画像を得、画像処理により試料液中の粒子成分の分類や
計数等の分析を行う装置に関し、詳しくは、撮像エリア
部分を常時監視し、粒子が来たときにストロボを照射す
るようにして粒子成分含有量が少ない場合であっても、
効率よく粒子成分の撮像が行えるようにした粒子画像分
析装置に関するものである。

［従来の技術］ 生体から採取した血液や尿等の試料中に含まれる粒子成
分を検査するとき、従来はスライドガラス上に試料を塗
抹して標本を作製し、顕微鏡で観察することにより粒子
成分の分類や計数を行っていた。しかし、この方法では
手間かかかり、精度を欠く等の欠点があった。そこで、
検査の省力化、高精度化を図るため、自動分析装置が開
発された。

その具体例は特開昭５７−５００９９５号公報、及び米
国特許第４３３８０２４号に開示されている。この装置
は、シース液を外層とし、極めて扁平な流れにされた試
料液にストロボ光を照射し、ビデオカメラで静止画像を
撮像し、画像処理することにより試料中の有形成分の分
類・計数を行うようにしたものである。この技術を応用
した多項目自動尿分析装置はすでに商品化されている。

第９図にそのような従来装置の概略図を示す。

イメージプロセッサ２００から一定時間ごとに出力され
るストロボトリガ信号によりストロボ２０２が一定時間
間隔で発光する。ストロボ光はレンズ等から構成される
光学系２０４によりフローセル２０６の扁平流路２０８
を流れる試料液に照射される。試料は図において紙面表
裏方向に流れる。試料液流は扁平流路２０８内で図にお
いて上下方向には幅広く、左右方向には幅狭く流れる。

フローセル２０６を透過した光は光学系２１０によりビ
デオカメラ２１２のＣＣＤ受先面２１４上に結像される
。イメージプロセッサ２００からのゲンロック信号に同
期してビデオカメラ２１２からビデオ信号が出力され、
画像処理される。図中２１６はストロホ電源である。

第１０図は撮像側から見た試料液流部分の拡大図である
。図中２２０は試料扁平流、２２２は試料中の粒子成分
である。

試料液は第１Ｏ図において右方向に流れている。

図中２２４はビデオカメラで撮像される試料液流部分で
ある。また、図中２２６．２２８はそれぞれ前回撮像さ
れた試料液流部分、次回撮像される試料液流部分である
。

［発明が解決しようとする課題］ 通常、ビデオカメラにおける撮像ては１／３０秒を１フ
レ一ム画面としている。１／３０秒ごとに光を照射し計
測時間を４５秒とした場合には、１３５０の画面が撮像
できる。しかし、試料液中の粒子成分含有量が少ない場
合には、その画面すべてに粒子像が写っているとは限ら
ない。例えば試料を血液とし、白血球の分析を行う場合
を考えてみる。白血球の分析を行うためには、赤血球を
溶血破壊し、白血球を染色処理した血液試料を用いる。

今、仮に、白血球含有量５０００個／Ｉの血液に上記の
前処理を施し最終的に１０倍に希釈された試料、すなわ
ち、白血球を５００個／ＪＡ含有する血液試料をフロー
セルに流して分析するとする。ただし、撮像エリアを１
辺１５０ｔ１ｍの正方形、フラットシースフローの厚み
を８ＩＥｒＩとする（撮像エリアの容積は１５０μｍ　
Ｘ　１５０部Ｘ　８　ｕｘ＋　＝　１．８　Ｘ　１０−
４ｍとなる。）。

ところで、第１１図は撮像エリアの斜視図である。

図中２３０は白血球である。この条件下において、撮像
画面１枚当りの白血球数を求めると、５００個／ＩＩＩ
！Ｘ　１．８Ｘ　ｌＯ’ｄ＝０．０９個となる。つまり
、１１画面撮像して白血球細胞は１個しか写らない。

よって、前述のように計１３５０の画面が得られても単
純計算では白血球の写っている画面はその１／１１すな
わち約１２０となる。白血球の写っている画面数を多く
しようとすれば、（ａ）試料の希釈倍率を下げる（濃度
を上げる）、（ｂ）撮像サイクルを短かくする、（ｅ）
撮像エリア（容積）を大きくする等の方法が考えられる
。

しかし、（ａ）に関しては赤血球の溶血不良の恐れ、必
要血液量の増加といった問題が発生する。

また、（ｂ）に関しては１秒当り１００画面以上撮像で
きる特殊なビデオカメラもあるが非常に高価である。さ
らに、画像処理の高速化も必要となる。

さらに、ストロボの照射サイクルが短かくなるため光量
の不安定化や短寿命化を招く。また、（ｅ）に関して、
撮像面積を広くすると（低倍率化すると）細胞像の大き
さが相対的に小さくなる。また、フラットシースフロー
の厚みを厚くするとピントの合っていない細胞像が多く
なり、いずれも細胞像の解像能力の低下を招く。

以上のように、ただ単に１／３０秒ごとにストロボ光を
照射して画像を撮像する方法では効率良く細胞像を得る
ことができない。

細胞像を効率良く得るためには、細胞が撮像エリアにな
い時には撮像ぜず、撮像エリアに到来した時にストロボ
光を照射し撮像するようにすればよい。そのために試料
液流の上流側に細胞検出用の検出領域を設ける方法が考
えられる。例えば、微細孔と電極対とからなる電気抵抗
式検出部や宛先素子と受光素子とからなる光学式検出部
が考えられる。このようにすれば検出部で細胞の存在が
検出される。しかし、この検出部を通過した細胞が必ず
撮像エリアを通過する保証はない。撮像エリア付近では
試料液は太き（横に広がって流れており、細胞が撮像エ
リアをはずれて通過する場合もある。また、細胞が検出
部を通過してから撮像エリアに到達するまでの時間は各
種条件によってばらつきが出やすい。このため、常に正
しいタイミングで細胞を撮像できるとは限らない。

以上の点に鑑み、本発明は、粒子成分含有量の少ない試
料であっても、常に効率良く粒子成分の像が撮像できる
粒子画像分析装置を提供することを目的としている。

［課題を解決するための手段］ ■　本発明の粒子画像分析装置は、細胞等の粒子成分を
含む試料液を、フローセルの扁平な流路中でシース液を
外層とし極めて扁平な流れにして流し、そのフローセル
をはさんだ両側に照光手段と撮像手段とを配置し、試料
流の静止画像を撮像し、画像処理により粒子成分の分類
や計数等の分析を行う装置において、静止画像を撮像す
るための第１の光源、第１の撮像手段の他に、その第１
の撮像領域を通過する粒子を検出するための第２の光源
、第２の撮像手段、及び制御回路が設けられている。

第２の撮像手段により試料扁平流部分に形成される第２
の撮像領域は、第１の撮像手段により試料扁平流部分に
形成される第１の撮像領域内に形成されている。

第２の撮像手段は、絵素が一次元的に配置されたライン
センサであって、第２の撮像領域（撮像ライン）は第１
の撮像領域（撮像エリア）を試料の流れに対して横切る
ように形成されている。

第２の光源は常時発光し、その光は第２の撮像領域を経
て、第２の撮像手段に結像される。

制御回路は、第２の撮像手段からの信号を受け、粒子成
分の到来を検知し、第１の照光手段であるストロボに対
するトリガ信号を発する。

第１の光源は前記トリガ信号により短時間発光し、その
光は第１の撮像領域を経て、第１の撮像手段に結像され
る。

第１の光源の光は可視光を含む。第２の光源の光は可視
光を含まない。第２の光源光は赤外光である。

第１．第２の撮像手段の手前に、第１の撮像手段へ可視
光のみを与え、第２の撮像手段へ赤外光を与えるように
光を選別する光選別手段が設けられている。

■　また、■に記載した構成において、第２の光源とフ
ローセルの間に、シリンドリカルレンズを設けるのが好
ましい。

■　また、■又は■に記載した構成において、被測定試
料は溶血、染色処理を施した血液とし、対象粒子を白血
球細胞とする。

■　また、■又は■に記載した構成において、被測定試
料は染色処理を施した尿とし、対象粒子を尿中の有形成
分とすることができる。

［作　　用］ ■　第２の光源は常時発光し、第２の搬像領域を照射し
ている。その透過光は光選別手段により第２の撮像手段
に到達する。第２の撮像手段からの信号は制御回路へ送
られ第２の撮像領域に粒子が到来したか否かがリアルタ
イムで判定される。

粒子成分の到来か検知されれば、制御回路からトリガ信
号か発せられ、このトリ力信号により第１の光源は短時
間発光する。第１の光源からの光は第１の撮像領域を短
時間照射する。第２の撮像領域は第１の撮像領域内に形
成されている。また、光選別手段により第２の光源から
の赤外光は第１の撮像手段には到達しないようになって
いるので、第１の光源からの光のみか選別され第１の撮
像手段に到達し、粒子の静止画像が撮像される。

■　シリンドリカルレンズにより、第２の光源からの光
は長楕円状に絞られて第２の撮像領域を効率良く照射す
る。

［実　施　例コ 本発明の実施例を図面に基づいて説明する。

第１図は、本発明の一実施例の要部ブロック図を示す。

図中２２は溶血及び染色処理の施された血液試料をシー
ス液を外層とし極めて扁平に流すためのフローセルを示
す。試料液は紙面とは垂直に表側から裏側に向かって流
れる。フローセル２２の流路２４は照射光軸と平行な方
向（第１図における左右方向）には１００〜２００ｕｍ
オーダの寸法であり、照射光軸と垂直な方向（第１図に
おける上下方向）には数ｍｍオーダの寸法である。よっ
て、その扁平な流路２４を流れる試料液も照射光軸方向
には極めて薄く　（例えば５〜１０．ｃａ）、照射先軸
と直交する方向には極めて広い（例えば数百μｍ）、扁
平な流れになる。

また、図中１０は細胞の静止画像を撮像するための第１
の光源を示し、３６は第１の撮像手段を示す。

具体的には第１の光源１０はストロボであり、第１の撮
像手段３６はカラービデオカメラである。図中、４０、
４８は上記静止画像の撮像エリアに細胞が来たかどうか
を常時監視するための第２の光源と第２の撮像手段とを
それぞれ示す。具体的には第２の光源４０は波長７８０
〜８３０ｎｍの赤外光を発する半導体レーザであり、第
２の撮像手段４８は絵素が一列に配置されたＣＣＤライ
ンセンサである。

半導体レーザ４０から出射された光はコリメータレンズ
４２によって平行光にされ、シリンドリカルレンズ４４
によって光を試料液の流れ方向に強く収束させることに
より、第２図に示すようにレーザ光６０を試料液６２の
流れ方向には狭く、それと直交する方向には広く第１の
撮像領域６４に照射させる。

ところで第２図は第１図において撮像側から見た、試料
液流部分の拡大図である。

第３図はさらにその第１の撮像領域部分の拡大図を示す
。

第３図中６４は、第１の撮像手段３６による第１の撮像
領域を示し、６６は第２の撮像手段４８による第２の撮
像領域（左下りの斜線で示している）を示す。第１の撮
像領域６４は二次元状であり一例として一辺が１５０節
の正方形である。第２の撮像領域６６は粒子の流れ方向
と直交して第１の撮像領域６４を横切るように一次元的
に形成されている。その幅は１節、長さは１５０μｍで
ある。以後、第１の撮像領域を「撮像エリア」、第２−
の撮像領域を「撮像ライン」と呼ぶ。第２の光源による
照射エリア６０は右下り斜線で示され、撮像ライン６６
を広くおおっている。第１の光源による照射エリアは図
示していないが、当然、撮像エリア６４を広（おおって
いる。

このように、第２の光源からの光を細長く絞ることによ
り出力の小さな半導体レーザでも効率良く搬像ラインに
光を集中させることができ、受光部におけるＳ／Ｎ比を
向上させることかできる。

また、撮像ライン方向における光量変化も少なくするこ
とができるので、後でラインセンサからの信号を２値化
する際にシェーディング補正を不要にできる可能性があ
る。

第１図における１６．３０は可視光反射、赤外光透過型
のダイクロイックミラーであり、２０はコンデンサレン
ズである。このダイクロイックミラーの特性図（入射角
４５度）の−例を第４図に示す。

さて、フローセル２２を透過した赤外光は対物レンズ２
６、ダイクロイックミラー３０、投影レンズ４６を経て
ラインイメージセンサ４８に結像される。

ラインイメージセンサ４８には第３図に示した撮像ライ
ン６６部分の像が結ばれる。ラインイメージセンサ４８
からは各絵素ごとに蓄積された光の量に応じた電圧が順
次出力され制御回路５０に入力される。制御回路５０に
てラインイメージセンサ４８からの出力は増幅された後
、スレシホールドレベルと比較され２値化され、細胞が
到来したか否かの判定がなされる。そして、細胞が検出
されればストロボトリガ信号を出力しストロボｌＯを発
光させる。

ラインイメージセンサ４８には透過光が結像されるので
細胞が写っている部分は光量が少なくなりその部分に対
応する絵素の２値化信号はＬＯＷとなる。

第７図にその様子を示している。第７図中７０は白血球
細胞を示す。このラインイメージセンサ４８で撮像エリ
アを通過する細胞をもれなく監視するためには対象とす
る細胞がラインイメージセンサ４８の走査周期時間内に
移動する距離を、その細胞の大きさより小さくしておか
なければならない。

つまり、細胞の移動スピードをある程度以下にしておく
必要がある。

ラインイメージセンサ４８のライン方向におけるｌ絵素
当りの撮像範囲を１ｔＳｎとし、白血球細胞の大きさを
１５節とする。単純には２値化信号列は連続して１５回
ＬＯＷとなる。しかし、実際には白血球の種類ごとに大
きさや染り方が異なったり、溶血により縮小化された赤
血球膜（ゴースト）が存在するので、これらを考慮して
、白血球の判定を行う必要がある。細胞判定の具体例に
ついては後述する。制御回路５０における判定はリアル
タイムで行われ、白血球細胞が来たと判定されれば、ス
トロボ光を照射するためのトリガ信号が発せられる。第
１図中５４はストロボ電源である。

ストロボ光源１０からのストロボ光はコリメータレンズ
Ｉ２、コレクタレンズ１４を介し、ダイクロイックミラ
ー１６で反射され、絞り１８、コンデンサレンズ２０に
より集光されて撮像エリアに照射される。その透過光は
対物レンズ２Ｂを介し、ダイクロイックミラー３０で反
射され、赤外カットフィルタ３２を介し、投影レンズ３
４により集光されてビデオカメラ内の受光面３８に結像
される。撮像ラインは、撮像エリアを横切るようにライ
ン状にゼ成されているので、細胞が検出されてビデオカ
メラで白血球を撮像したときには、第５図に示すように
撮像画面６８中の白血球細胞７０の写っている位置は斜
線を施した領域に限定されることになる。このため、画
像処理時に画面の全領域を処理する必要がなくなるので
、処理のためのソフトウェアあるいはハードウェアの簡
略化が図れ、処理スピードの向上等の効果も発生する（
従来法では細胞の写っている場所はランダムである。）
。ビデオカメラ３６からのビデオ信号はイメージプロセ
ッサ５２からのゲンロツタ信号によって相互に同期がと
られ、撮像された画像信号はイメージプロセッサ５２に
送られ各種の画像処理がなされる。

次に、細胞が撮像エリアに到来したか否かを判定し、ス
トロボ照射のためのコントロールを行う制御回路５０の
説明をする。

第６図は制御回路５０の回路図を示す。

ラインイメージセンサ（ＣＣＤイメージセンサ）４８の
各絵素上に結像された光は光電変換され、その電荷はラ
インイメージセンサ４８の走査周期時間分蓄積される。

各絵素ごとに蓄積された電荷は、トランスファークロッ
クに同期して転送され、各電荷量に応じた電圧がライン
イメージセンサ４８から出力される。この出力電圧は増
幅器７２により増幅され、コンパレータ７４によりある
適当なスレシホールドレベルと比較され、ＨＩＧＨ（以
下、単にｒＨＪと言う。）又はＬＯＷ（以下、単にｒＬ
Ｊと言う。）に２値化される。適当なスレシホールドレ
ベルとは、細胞像と背景を弁別できるように決められた
レベルである。

第７図は白血球細胞７０が図において上方から流れて来
て、撮像ライン６６部分に到達したときの様子を示して
いる。２値化信号は白血球細胞が撮像ラインを横切るこ
とによってＬとなっている。

第６図の説明に戻る。

細胞像が結像されない部分の絵素に対してはＨとなり、
細胞像か結像された部分の絵素に対してはＬとなった２
値化信号は、細胞検出回路８２へ送られ、細胞が検出さ
れた場合には細胞検出信号が出力される。細胞検出信号
はストロボコントロール回路８４に送られ、その時、撮
像可能期間中であればストロボを発光させるためのスト
ロボトリガ信号が出力される。

細胞検出回路８２はシフトレジスタ７Ｂ、細胞判定部８
０、カウンタ７８から構成されている。２値化信号は、
シフトレジスタ７６に順次入力され、トランスファーク
ロックに同期して１ビツトずつシフトされパラレル出力
ｂ５〜ｂｏを得る（ビットｂ５が最新の２値化信号であ
り、以下ｂ　　、ｂ　　。

ｂ、ｂ、ｂｏの順で古くなる。）。第６図中７８はカウ
ンタてあり一例としてビットｂ５によってトランスファ
ークロックをカウントアツプするか、カウントアツプせ
ずホールドするかの制御を行っている。ビットｂ５がＨ
のときはホールドであり、Ｌのときはカウントアツプで
ある。２値化信号はトランスファークロックに同期して
いるのでカウンタ７８ては２値化信号かＬとなる絵素数
か計数され、その計数値は４ビツトデータＱ３゜Ｑ２．
Ｑｌ、Ｑｏとして出力され細胞判定部８０に入力される
。計数値が所定値以上になれは細胞判定部８０から細胞
検出信号が出力される。例えば計数値か９以上で細胞検
出信号ＨＩＴを発するようにするには、細胞判定部８０
において次のロジックを用いる。細胞検出信号ＨＩＴ＝
　（Ｑ３ｘＱｏ）＋（Ｑ３×Ｑ１）＋（Ｑ３×Ｑ２）、
たた′しＱ３が最上位ビットである。

カウンタ７８のクリアは、シフトされたパラレルデータ
ｂ５〜ｂａを基に作られたクリア信号により行われる。

カウンタ７８ではクリアがかかるまでの間、計数が行わ
れる。クリア信号は背景部分に対応した絵素の出力が出
ている時にはクリア信号がＬとなりカウンタ７８にクリ
アがかかるようになっている。細胞部分に対応した絵素
の出力が出ているときにはクリア信号がＨとなりカウン
タ７８で計数が行われる。クリア信号は一例として次の
ロジックで作られる。

ＣＬＲ＝ このロジックにおいて（ｂ５×ｂ４）は２つの連続した
絵素か背景部分の信号を出力した場合にクリア信号をア
クティブ（Ｌ）にするためのもの続した絵素がＨ，Ｌ、
Ｈ，Ｌの信号を出力した場合にクリア信号をＬにするた
めのものである。

単純には、白血球細胞かラインセンサの撮像ライン上に
来れば、その部分に対応する絵素からは細胞の信号が出
力される。つまり、連続した複数の絵素から細胞の信号
か出力される。よって、２値化信号か連続してＬとなる
数を計数すればよい。

しかし、現実には核、顆粒、細胞質の染色状態等により
細胞に対応する絵素の出力が必ずしもＬにならない場合
もある（第７図参照）。そこで、目的とする細胞の種類
、大きさ、染色状態等により、前述のスレシホールドレ
ベル、細胞判定ロジックを最適化しておく必要がある。

本実施例では細胞判定部にカウンタを用いた例を示した
が、カウンタを用いずシフトレジスタのパラレル出力ビ
ツト数を増やし、そのパラレルデータを入力とし判定す
ることもできる。これら以外にも、仕様に応じて各種実
施例が考えられる。

第６図右下に示す細胞判定部８０に入力される選択信号
Ｓは、対象となる細胞が数種類考えられる場合、あるい
は、判定条件の微調整が必要な場合に、最適な判定条件
を選択するための信号である。

この選択信号Ｓはイメージプロセッサ５２から、その内
容が指示される。また、細胞判定部８０のロジックは市
販のプログラマブルアレイロジックＩＣ（ＰＡＬ）１個
で容易に実現できる。シフトレジスタやカウンタ部分も
合せて細胞検出回路８２を１個のＩＣ内に納めることも
できる。

次に、細胞判定部８０からの細胞検出信号により、スト
ロボを発光させるためのトリガ信号をつくる。

このトリガ信号によりストロボが発光される。

ビデオカメラとして奇数フィールド画面と偶数フィール
ド画面とから１フレ一ム画面が構成されるタイプのもの
を使用する場合には、フレーム蓄積型のビデオカメラを
使用する必要がある。

フィールド蓄積型のビデオカメラを使用する場合には、
１つのフィールド画面を１つの画面としなければならな
いので垂直解像度が半分になってしまい、解像度が低下
する。

フレーム蓄積型のビデオカメラを使用する場合には、ス
トロボを偶数フィールド期間中に照射するようにしなけ
ればならない。第８図はストロボ照射のタイミングを説
明するためのチャート図である。

奇数フィールド■蓄積期間に２、で蓄積された電荷は奇
数フィールド■期間Ｔ２□で出力され、偶数フィールド
■蓄積期間に２゜で蓄積された電荷は偶数フィールド■
期間Ｔ２２で出力される。よって、期間に２□と期間に
２゜がラップする期間”１２中にストロボ光を照射する
と、その静止画像の奇数フィールド画面は奇数フィール
ド■期間”２１に出力され、偶数フィールド画面は偶数
フィールド■期間Ｔ２２に出力され、１フレ一ム画面が
構成される。同様に、期間Ｔ２２中にストロボ光を照射
すると、その静止画面は、奇数フィールド■期間Ｔ３、
及び偶数フィールド■期間Ｔ３２に出力される。

しかし、奇数フィールド期間”１１と”２１でストロボ
を照射すると、フレーム■画面の奇数フィールド画面は
、奇数フィールド■期間Ｔ１１に照射されて得られる画
面となり、フレーム■画面の偶数フィールド画面は、奇
数フィールド■期間”２１に照射されて得られる画面と
なり、正しいフレーム■画面か構成できない。

また、偶数フィールド■期間”１２と奇数フィールド■
期間”２１でストロボを照射すると、フレーム■画面の
偶数フィールド画面は２重露出された画面となってしま
う。

このように、奇数フィールド画面と偶数フィールド画面
とから１フレ一ム画面を構成するようにしている場合に
は、ストロボを照射できる期間とできない期間があり、
この照射可能な期間中にストロボ光を照射する必要があ
る。

このため、奇数フィールド期間中はストロボの照射を禁
止する必要がある。また、１つの偶数フィールド期間中
に２回以上の照射を禁止する必要がある。

この、正しい撮像が可能な状態において細胞検出信号が
検出された場合にストロボトリガ信号を発するためのス
トロボコントロール回路８４を第６図に示す。図中８６
はＤ型フリップフロップである。

偶数フィールド開始時に発せられる垂直フィールド同期
信号の立ち上がりによりフリップフロップ８６のＱ出力
はＨとなる。このＱ出力信号と細胞検出信号（Ｈ）との
ＡＮＤをとることによりストロボトリガ信号を得ている
。このストロボトリガ信号はフリップフロップ８６のク
リア端子にフィードバックされているので、ストロボト
リガ信号が出力されるとクリアがかかりＱ出力はＬとな
る。このため、同じ偶数フィールド期間中に再び細胞検
出信号が得られてもストロボトリガ信号は出力されない
。また、奇数フィールド期間開始時の垂直同期信号によ
ってもフリップフロップ８６はクリアされるので、フリ
ップフロップ８６のＱ出力がＬとなり、ストロボトリガ
信号は出力されない。

フリップフロップ８６のＱ出力は次の偶数フィールド垂
直同期信号によりＨとなる。

次に、本発明を実施したときの有用性を説明する。

シースフロー中を流れる粒子の粒子間隔の確率密度関数
は一般に次式で表わされる。

−β１　　　　・・・・・・・・・（１）ｆβ（ｔ）＝
βｅ ただし、ｔは粒子間隔である。βは各種条件によって決
まる定数である。

（１）式において粒子間隔の平均値ｔａｖで正規化する
と、確率密度関数ｆ　（ｔ）は ｆ　（ｔ）＝ｅ−”　　　　　　　　　・・・・・・・
・・（２）で表わされ、取り扱いが簡単になる。以下、
ｔはｔ　に対する比を表わすものとする。

ｖ 粒子間隔がｔ１以上である確率をＦ（ｔ、）とすると、 ＝ｆ″ｅ−ｔｄ　ｔ　＝　ｅ−’ｉ　−（３）ｔ・ で表わされる。

上式より、１フイ一ルド周期内に撮像エリアを粒子（細
胞）が通過する確率が求められる。

ここで、粒子の平均間隔をフィールド周期で割った値を
ｔ。とすると、 （イ）　ｔ　　＝３、すなわち、粒子の平均間隔がＩフ
ィールド周期１／６０秒の１／３のとき、近似式による
演算により撮像確率は９８．７％となり、＠　ｔ　−２
、すなわち、粒子の平均間隔が１フィールド周期の１／
２のとき、撮像確率は９５％となり、 （ハ）　ｔ　　＝１、すなわち、粒子の平均間隔がＩフ
ィールド周期と同じとき、撮像確率は７７％となる。

次に実例を上げて、ｔ　を求め、白血球細胞の撮像確率
を算出してみる。ただし、条件は次の通りである。

０試　　料・・・・・５０００個／Ｉの白血球を含有す
る血液 ０測定用試料・・・上記血液試料に溶血、染色処理を施
し１０倍希釈された試料（５００個／Ｉの白血球を含有
する） ０盪像エリア・−１５０扉Ｘ　１５０ＺＺＩｌｌＸ　８
μｍ＝１．８Ｘ１０−’ｊＪＪ：！ Ｏラインセンサ走査周期・・・３３μ５ｅｃＯフラツト
シース流速・・・１０μｍ／３３μ５ｅｃ＝５會ｌ／フ
ィールド、ただ′し１フイ ルドは１／６０秒 ラインセンサの走査周期は、ラインセンサの応答性能や
必要な光蓄積時間等から決められるが、なるべく短かく
なるようにする。一方、フラットシースフローの流速、
すなわち、粒子の移動速度はラインセンサの走査周期期
間に粒子の大きさ以上に移動しない程度にしておく必要
がある。これは、移動量が大きすぎると、ラインセンサ
で撮像ラインを通過する細胞を明確に検出できなくなる
からである。

さて、上記条件から、偶数フィールド期間中（１／６０
秒）に撮像エリアを通過するサンプル液量は、 １５０−Ｘ８虜Ｘ　５ａ＋ｍ＝　６　Ｘｌ０−”ｍであ
る。これにより偶数フィールド期間中に搬像エリアを通
過する白血球細胞数は平均して５００個／ｌＡ×６　Ｘ
　１０’ｄ＝　３個となる。

したがって、隣り合う粒子の間隔の平均値はフィールド
期間の１／３となり、ｔ　　＝３となる。

すなわち、撮像確率は９８．７％となる。この値は、従
来の、単に一定周期で撮像する方法における撮像確率９
％と比べると大幅な改善となる。計測時間を４５秒とす
ると、約１３５０個の白血球細胞像か撮像されることに
なる。

本発明のさらなる長所は、撮像エリア（容積）を小さく
しても、高い撮像確率が維持できることである。例えば
前記の例で、撮像エリアを１００μｍ　Ｘ　１００ｔｌ
ｒｒｌＸ　４　ａｍ　＝　４　Ｘ　１０−”ＪＪｆ！と
　１／４．５にした場合であっても、偶数フィールド期
間中（１／６０秒）に、撮像エリアを通過するサンプル
液の容積は、 １００ＩＸｎ×４μｍＸ　５　ｍｍ＝　２　Ｘ　１０−
３ｍで、偶数フィールド期間中に、撮像エリアを通過す
る白血球の平均数は、 ５００個／ｄｉ　Ｘ　２　Ｘ　１０−３ｍ＝　１個／フ
ィールドとなり、ｔ　　＝１となる。このため、撮像確
率は約７７％となる。従来法では撮像確率は元の１／４
．５の２％と大きく落ち込んでしまう。

撮像エリアを小さくすることにより、相対的に大きな、
あるいは、試料液流の厚みを薄くすることによってピン
トの合った細胞像か得られるので、信頼性の高い分析か
行える。

ところで本発明による細胞像の撮像は一定周期で行われ
る訳ではなく、作為的に細胞を撮像するようにしている
のて撮像画面中の細胞像を計数しても正しく単位体積当
りの白血球数を求めることはできない。しかし、ライン
センサによる細胞の判定結果、すなわち、第６図におけ
る細胞検出回路８２から出力される細胞検出信号数を計
数することにより単位体積当りの白血球数を求めること
ができる。撮像された細胞が白血球であったかどうかを
調べ、撮像された細胞像中の白血球の率を求め、上記の
細胞通過数に乗することによりより正しい白血球数を算
出することができる。前記の例で計数時間を４５秒とす
れば約８０００個の白血球数を計数することができ、血
球計数器としての役目もはたすことができる可能性があ
る。従来法では撮像できる白血球数は１００個程度であ
り、血球計数器としては使用できない。

また、前記実施例では血液を試料として用いる場合を示
したが、本発明の装置で分析の対象とできるのは、当然
血液だけに限らず、試料を尿とし尿中の粒子成分（血球
等の細胞や円柱等）を分析する際にも本装置を用いるこ
とができる。

尿中には大きさの著しく異なる粒子成分が含まれている
。このため、効率良く、精度良（この尿試料を分析しよ
うとすれば測定中に倍率を切り換えて撮像することが必
要となる。詳しくは本出願人による、特願平１−２４３
１０７号を参照されたい。

ここでは、高倍率モードに対してのみ適用する場合を考
えてみる（低倍率モード、高倍率モード、両モードに適
用しようとすると光学系か複雑になる。）。

まず言えることは、細胞の撮像確率か著しく向上するこ
とである。特に高倍率モードにおいてはその効果は大き
い。細胞撮像確率か向上するということは、実質的に分
析する尿試料が多くなったとみなせ、分析精度が向上す
る。

また、高倍率モードで分析尿量が多くなる分だけ、高倍
率モードでの計／１１ｊ時間を少し短くして、低倍率モ
ードでの計測時間を長くして、限られた計測時間を有効
利用することもできる。

［発明の効果］ 本発明の粒子画像分析装置は、第２の光源、搬像手段及
び制御回路が設けられ、粒子が撮像領域に到来したとき
にストロボを照射し静止画像を撮像するように構成した
。したがって、粒子含有曾の少ない試料であっても撮像
確率を著しく向上させることができる。このため、装置
の分析精度や処理能力が向上する。

また、粒子検出のための第２の撮像領域はライン状であ
り、二次元状の第１の撮像領域内に領域を横切るように
形成した。したがって、撮像画面中の細胞の写っている
位置が限定されることになる。このため、画像処理の際
画面全体を処理する必要はなく、限定された領域を処理
すればよいので、処理の簡略化、スピード化等が図れる
。

また、第１の撮像領域の容積を小さくしても撮像確率は
あまり低下しない。これを利用して、撮像面積を小さく
し、つまり、倍率を上げて相対的に細胞画像を大きくし
たり、また、試料液流の厚ろを薄くしてよりピントの合
った画像を得たりすることができ、より信頼性の高い画
像処理、分析ができる。

さらに、第２の撮像領域はライン状であって、その撮像
領域に第２の光源からの光を長楕円状にして照射するよ
うに構成した。したがって、第２の撮像領域に光を集中
させることができＳ／Ｎ比の良い信号が検出できる。ま
た、ライン方向の光強度変化も少なくできるので信号処
理等が行いやすい。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明の第一実施例の要部ブロック構成図。 第２図は、第１図において撮像側から見た試料液流部分
の拡大図。 第３図は、第１の撮像領域部分の拡大図。 第４図は、ダイクロイックミラーの特性の一例を示す図
。 第５図は、ビデオカメラでの撮像を示す図。 第６図は、本発明の第一実施例の制御部５０の詳細を示
すブロック図。 第７図は、イメージセンサによる結線と制御部５０内の
各ブロックの出力波形の関係を示す図。 第８図は、ストロボ照射のタイミングの説明図。 第９図は、従来装置の要部ブロック図。 第１０図は、第９図の装置の撮像側から見た試料液流部
分の拡大図。 第１１図は、撮像エリアの斜視図。 １０・・・第１の光源　　　　３８・・・第１の撮像手
段４０・・・第２の光源　　　　４８・・・第２の撮像
手段５０・・・制御回路

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、被検出粒子成分を含む試料液を扁平な流れにするた
   めの扁平な流路が形成されたフローセルと、前記フロー
   セルの一方の側に配置され前記フローセル中を流れる前
   記試料液にストロボ光を照射するための第１の光源と、 前記フローセルの他方の側に配置され、前記第１の光源
   により照射された前記試料液中の前記被検出粒子の静止
   画像を撮像するための第１の撮像手段と、 前記第１の撮像手段からの画像データに基づいて所望の
   分析処理を行う処理手段と、 を含む粒子画像分析装置において、 前記フローセルの一方の側に配置され、前記フローセル
   中の前記試料液を常時照射する第２の光源と、 前記フローセルの他方の側に配置され前記第２の光源に
   より照射された前記フローセル中の前記試料液を撮像す
   るための第２の撮像手段と、前記第２の撮像手段の撮像
   データに基づいて前記被検出粒子が前記第１の撮像手段
   の撮像領域に存在することを検出し、この検出に基づい
   て前記第１の光源を前記第１の撮像手段の所定の撮像期
   間に動作させる制御手段と を備えたことを特徴とする粒子画像分析装置。 ２、前記第１の撮像手段が前記試料液の流れ上に２次元
   の撮像領域を有し、前記第２の撮像手段が前記試料液の
   流れ上にライン状の撮像領域を有し、該第２の撮像手段
   の撮像領域が前記第１の撮像手段の撮像領域内に形成さ
   れたことを特徴とする請求項第１項に記載の粒子画像分
   析装置。 ３、前記第２の撮像手段の撮像領域が前記第１の撮像手
   段の撮像領域内で前記試料液の流れ方向を横切るように
   形成されたことを特徴とする請求項第１項または第２項
   に記載の粒子画像分析装置。 ４、前記第１の光源の照射光は可視光であり、前記第２
   の光源の光は否可視光であることを特徴とする請求項第
   １項乃至第３項のいずれかに記載の粒子画像分析装置。 ５、前記第１の撮像手段に可視光のみを与え、前記第２
   の撮像手段に否可視光のみを与えるように前記第１およ
   び第２の光源光を選別する光選別手段を備えたことを特
   徴とする請求項第１項乃至第４項のいずれかに記載の粒
   子画像分析装置。 ６、第２の光源と前記フローセルとの間にシリンドリカ
   ルレンズが設けられたことを特徴とする請求項第１項乃
   至第５項のいずれかに記載の粒子画像分析装置。 ７、前記試料液が溶血染色処理を施した血液であり、前
   記被検出粒子が白血球細胞であることを特徴とする請求
   項第１項乃至第６項のいずれかに記載の粒子画像分析装
   置。 ８、前記試料液が染色処理を施した尿であり、前記被検
   出粒子が尿中の有形成分であることを特徴とする請求項
   第１項乃至第６項のいずれかに記載の粒子画像分析装置
   。