JP2959813B2

JP2959813B2 - 粒子画像分析装置

Info

Publication number: JP2959813B2
Application number: JP2185794A
Authority: JP
Inventors: 時弘小坂
Original assignee: SHISUMETSUKUSU KK
Current assignee: SHISUMETSUKUSU KK
Priority date: 1990-07-13
Filing date: 1990-07-13
Publication date: 1999-10-06
Anticipated expiration: 2014-10-06
Also published as: JPH0472544A

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シースフロー
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
は手間がかかり、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受光面2
14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はストロボ電源
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10図において右方向に流れている。図中22
4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では1/30秒を１フレ
ーム画面としている。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／μ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／μ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
150μｍの正方形、フラットシースフローの厚みを８μ
ｍとする（撮像エリアの容積は150μｍ×150μｍ×８μ
ｍ＝1.8×10^-4μ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／μ×1.8×10^-4
μ＝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、（ｃ）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、（ｃ）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
ない時には撮像せず、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
抗式検出部や発光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
は試料液は大きく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、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の撮像領域を照射し
ている。こ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。粒子成分の到来が検知されれば、制
御回路からトリガ信号が発せられ、このトリガ信号によ
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
が選別され第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］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100〜200μｍ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５〜10μｍ）、照射光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の近赤外光を発す
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列として一辺が150μｍの正方形
でる。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１μｍ、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を広くおおっている。

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撮像ライン
に光を集中させることができ、受光部におけるS/N比を
向上させることができる。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）の一例を第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
出力してストロボ10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１絵素
当りの撮像範囲を１μｍとし、白血球細胞の大きさを15
μｍ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
12、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
26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34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形成されてい
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からのゲンロック信
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「Ｈ」
と言う。）又はLOW（以下、単に「Ｌ」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値化信号は白血球信号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、細胞像が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76、細胞判定部80、
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ビットずつシフトされパラレル出力b₅〜b₀を
得る（ビットb₅が最新の２値化信号であり、以下b₄,b₃,
b₂,b₁,b₀の順で古くなる。）。第６図中78はカウンタで
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
クをカウントアップするか、カウントアップせずホール
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ップである。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では２値化信号がＬとなる絵素数が計数され、
その計数値は４ビットデータQ₃,Q₂,Q₁,Q₀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
れば細胞判定部80から細胞検出信号が出力される。例え
ば計数値が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＝（Q₃×Q₀）＋（Q₃×Q₁）＋（Q₃×
Q₂）、ただし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〜b₀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。

このロジックにおいて（b₅×b₄）は２つの連続した絵
素が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）にするためのものであり、は４つの連続した絵素が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、白血球細胞が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
号が出力される。よって、２値化信号が連続して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、カウンタ用いずシフト
レジスタのパラレル出力ビット数を増やし、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
レー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K₂₁で蓄積された電荷は奇
数フィールド期間T₂₁で出力され、偶数フィールド
蓄積期間K₂₂で蓄積された電荷は偶数フィールド期間T
₂₂で出力される。よって、期間K₂₁と期間K₂₂がラップす
る期間T₁₂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T₂₁に出
力され、偶数フィールド画面は偶数フィールド期間T
₂₂に出力され、１フレー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T₃₁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T₁₁とT₂₁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T₂₁に照射されて得られる画面となり、正
しいフレーム画面が構成できない。

また、偶数フィールド期間T₁₂と奇数フィールド
期間T₂₁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フレー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。

ｆ_β（ｔ）＝βｅ^−βｔ ………（１）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t_avで正規化する
と、確率密度関数ｆ（ｔ）はｆ（ｔ）＝e^-t ………（２）で表わされ、取り扱いが簡単になる。以下、ｔはt_avに
対する比を表わすものとする。

粒子間隔がt_i以上である確率をＦ（t_i）とすると、で表わされる。

上式より、１フィー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_cとすると、（イ） t_c＝３、すなわち、粒子の平均間隔が１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、（ロ） t_c＝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_c＝１、すなわち、粒子の平均間隔が１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_c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。

試料……5000個／μの白血球を含有する血液測定用試料…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／μの白血球を含有する）撮像エリア…150μｍ×150μｍ×８μｍ＝1.8×10^-4
μ ラインセンサ走査周期…33μsec フラットシース流速…10μm/33μsec＝5mm/フィール
ド、ただし１フィールドは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、 150μｍ×８μｍ×5mm＝６×10^-3μ である。これにより偶数フィールド期間中に撮像エリア
を通過する白血球細胞数は平均して 500個／μ×６×10^-3μ＝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_c＝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
細胞像が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×100μｍ×４μｍ
＝４×10^-5μ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、 100μｍ×４μｍ×5mm＝２×10^-3μ 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／μ×２×10^-3μ＝１個／フィールドとなり、t_c＝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が得られるので、信頼性の高い分
析が行える。

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
るので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
細胞通過数に乗ず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、精度良く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１−2431
07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が複雑になる。）。

まず言えることは、細胞の撮像確率が著しく向上する
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。細胞撮像確率が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
倍率モードでの計測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、撮像手段
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、粒子含有量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、試料液流の厚み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

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】被検出粒子成分を含む試料液を偏平な流れ
にするための偏平な流路が形成されたフローセルと、前記フローセル中を流れる前記試料液に瞬間的な光を照
射するための第１の光源と、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の撮像手段からの撮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、前記フローセル中の前記試料液を常時照射する第２の光
源と、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の撮像手段からの像データに基づいて前記被検
出粒子成分が前記第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、さらに、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、を特徴とする粒子画像分析装置。
【請求項２】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る方向を横
切るように形成されたことを特徴とする請求項１項に記
載の粒子画像分析装置。
【請求項３】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項または第２項のいずれかに記載の粒子画像
分析装置。
【請求項４】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３項のいずれかに
記載の粒子画像分析装置。
【請求項５】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４項のいずれかに記載の粒子画像分析装
置。
【請求項６】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５項のいずれかに記載の粒子画
像分析装置。
【請求項７】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。