JP2959814B2 - Particle image analyzer - Google Patents
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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光を照
射するようにした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。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Industrial Application Field] The present invention provides a flat sheath flow of a sample liquid such as blood or urine, and irradiates the sample flat stream with strobe light to obtain a still image. For the device that performs analysis such as classification and counting of the particle components in the sample liquid by image processing.For details, always monitor the imaging area and irradiate strobe light when the particles come. The present invention relates to a particle image analyzer capable of efficiently capturing particle components even when the number of particles is small.
［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。[Prior art] Conventionally, when examining a particle component contained in a sample such as blood or urine collected from a living body, the sample is prepared by smearing the sample on a slide glass and observing with a microscope. Classification and counting. However, this method is troublesome and has disadvantages such as lack of accuracy. Therefore, an automatic analyzer was developed in order to save labor and increase the accuracy of the inspection. Specific examples thereof are disclosed in JP-A-57-500995,
And U.S. Patent No. 4,338,024. This device uses a sheath liquid as the outer layer, irradiates the sample liquid that has been made extremely flat with strobe light, captures a still image with a video camera, and performs image processing to classify and count the formed material in the sample. Is performed. A multi-item automatic urine analyzer using this technology has already been commercialized.
第15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。FIG. 15 shows a schematic diagram of such a conventional apparatus. The strobe 202 emits light at fixed time intervals in response to a strobe trigger signal output from the image processor 200 at regular intervals. The strobe light is an optical system 204 composed of a lens and the like.
Thus, the sample liquid flowing through the flat channel 208 of the flow cell 206 is irradiated. The sample flows in the direction of the front and back of the paper in the figure. The sample liquid flows in the flat flow path 208 in the vertical direction in FIG. The light transmitted through the flow cell 206 is transmitted to the CCD light receiving surface 2 of the video camera 212 by the optical system 210.
Imaged on 14. A video signal is output from the video camera 212 in synchronization with the genlock signal from the image processor 200, and image processing is performed. In the figure, reference numeral 216 denotes a strobe power supply.
第16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。FIG. 16 is an enlarged view of a sample liquid flow portion viewed from the imaging side. In the figure, 220 is a flat flow of the sample, and 222 is a particle component in the sample.
試料液は第17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。The sample liquid flows rightward in FIG. In the figure 22
Reference numeral 4 denotes a sample liquid flow portion imaged by a video camera. In the figure, reference numerals 226 and 228 denote a sample liquid flow portion imaged last time and a sample liquid flow portion imaged next time, respectively.
［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。[Problem to be Solved by the Invention] Normally, 1/30 second is defined as one frame screen in imaging by a video camera. If light is emitted every 1/30 second and the measurement time is 45 seconds, an image of 1350 can be captured. However, when the content of the particle component in the sample liquid is small, the particle image is not always shown on all the screens. For example, consider the case where blood is used as a sample and white blood cells are analyzed. In order to analyze leukocytes, a blood sample obtained by hemolyzing and destructing erythrocytes and staining the leukocytes is used.
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。）。Now, suppose that a blood sample having a leukocyte content of 5000 cells / μ is subjected to the above pretreatment and finally diluted 10-fold, that is, a blood sample containing 500 leukocytes / μ is passed through a flow cell and analyzed. I do. However, the imaging area is one side
150μm square, flat sheath flow thickness 8μ
m (the volume of the imaging area is 150 μm × 150 μm × 8 μ
m = 1.8 × 10 −4 μ ).
ところで、第17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個となる。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。FIG. 17 is a perspective view of the imaging area. In the figure
230 are white blood cells. Under these conditions, the imaging screen 1
When the number of leukocytes per sheet is calculated, 500 cells / μ × 1.8 × 10 -4
μ = 0.09 pieces. In other words, only one white blood cell is captured in 11 screens. Therefore, even if a total of 1350 screens are obtained as described above, the number of screens showing white blood cells is 1/11 of that, that is, about 120 in simple calculation. To increase the number of screens on which white blood cells are shown, (a) decrease the dilution ratio of the sample (increase the concentration), (b) shorten the imaging cycle, and (c) increase the imaging area (volume). And the like.
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画面以上画像できる特殊
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。However, regarding (a), there is a risk of poor hemolysis of red blood cells,
Problems such as an increase in required blood volume occur. Also,
As for (b), there is a special video camera which can image 100 or more screens per second, but it is very expensive. Further, it is necessary to speed up image processing. Further, since the strobe irradiation cycle is shortened, the light amount becomes unstable and the life is shortened. Regarding (c), when the imaging area is widened (when the magnification is reduced), the size of the cell image becomes relatively small. In addition, when the thickness of the flat sheath flow is increased, the number of out-of-focus cell images increases, and the resolution of any cell image is reduced.
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。As described above, a cell image cannot be obtained efficiently by a method of simply irradiating strobe light every 1/30 second to capture an image.
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。In order to efficiently obtain a cell image, imaging may be performed by irradiating strobe light when the cell arrives in the imaging area without imaging when the cell is not in the imaging area. For this purpose, a method of providing a detection region for cell detection on the upstream side of the sample liquid flow can be considered. For example, an electric resistance type detection unit including a microhole and an electrode pair and an optical type detection unit including a light emitting element and a light receiving element are conceivable. By doing so, the presence of the cell is detected by the detection unit. However, there is no guarantee that cells that have passed through the detection unit will always pass through the imaging area. In the vicinity of the imaging area, the sample solution flows widely and spreads, and cells may pass out of the imaging area. Further, the time from when the cell passes through the detection unit to when it reaches the imaging area is likely to vary depending on various conditions. For this reason, cells cannot always be imaged at the correct timing.
以上に鑑み、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。In view of the above, an object of the present invention is to provide a particle image analyzer that can always efficiently capture an image of a particle component even in a sample having a small content of the particle component.
［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において、シー
ス液を外層とし極めて扁平な流れにして流し、照射手段
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、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。[Means for Solving the Problems] The particle image analyzer of the present invention flows a sample liquid containing a particle component such as cells in a flat flow path of a flow cell in an extremely flat flow with a sheath liquid as an outer layer, A first light source for capturing a still image, a first light source for capturing a still image, and a first light source for capturing a still image of a sample flow and performing analysis such as classification and counting of particle components by image processing.
In addition to the imaging means, a second light source for detecting particles passing through the first imaging area, a second imaging means, and a control circuit are provided.
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。The second imaging region formed in the flat flow portion of the sample by the second imaging means is formed in the first imaging region formed in the flat flow portion of the sample by the first imaging means.
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。The second imaging means is a line sensor in which picture elements are arranged one-dimensionally, and the second imaging area (imaging line) crosses the first imaging area (imaging area) with respect to the flow of the sample. It is formed as follows.
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。The second light source constantly emits light, and the light passes through the second imaging region and forms an image on the second imaging unit.
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、トリガ信号を発する。The control circuit receives the signal from the second imaging unit, detects the arrival of the particle component, and issues a trigger signal.
第１の光源はその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。The first light source emits light for a short time in response to the trigger signal, and the light passes through the first imaging region and forms an image on the first imaging unit.
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。The light of the first light source includes visible light. The light of the second light source does not include visible light. The second light source light is infrared light.
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。In front of the first and second image pickup means, there is provided a light selection means for selecting light so as to apply only visible light to the first image pickup means and to supply infrared light to the second image pickup means.
制御回路は一例として、第２の撮像手段に接続された
増幅器と、増幅器に接続されたコンパレータと、コンパ
レータに接続された粒子検出回路と、粒子検出回路に接
続されたストロボコントロール回路と、を包含してい
る。As an example, the control circuit includes an amplifier connected to the second imaging unit, a comparator connected to the amplifier, a particle detection circuit connected to the comparator, and a strobe control circuit connected to the particle detection circuit. doing.
ストロボコントロール回路は、第１の撮像手段の撮像
可能期間に粒子検出回路から粒子検出信号が入力された
ときに、トリガ信号を出力する。The strobe control circuit outputs a trigger signal when a particle detection signal is input from the particle detection circuit during a period during which the first imaging unit can capture an image.
さらに、において、粒子検出回路は一例として、
コンパレータからの２値化信号をパラレル化するシフト
レジスタと、シフトレジスタのパラレル出力を入力とし
粒子の判定を行う、粒子判定部と、を包含している。Further, in the particle detection circuit as an example,
It includes a shift register that parallelizes the binary signal from the comparator, and a particle determination unit that receives a parallel output of the shift register and determines a particle.
また、において、コンパレータと粒子検出回路の
間に、コンパレータに接続された縮小化回路と、縮小化
回路に接続された第１の拡張化回路と、第１の拡張化回
路に接続された第２の拡張化回路と、を付加するのが好
ましい。Also, in the above, between the comparator and the particle detection circuit, a reduction circuit connected to the comparator, a first expansion circuit connected to the reduction circuit, and a second expansion circuit connected to the first expansion circuit. It is preferable to add the following expansion circuit.
ところで縮小化とは、第２の撮像手段のある絵素に着
目し、その着目絵素及びその両隣りの絵素の２値化信号
が粒子部分を示している場合に、着目絵素の２値化信号
を粒子部分のままとし、その他の場合は背景部分をする
ことであり、拡張化とは、着目絵素及びその絵素の両隣
りの絵素のうち少なくとも１つの絵素の２値化信号が粒
子部分を示している場合に、着目絵素の２値化信号を粒
子部分とし、その他の場合は背景部分のままにすること
である。By the way, reduction means focusing on a certain picture element of the second imaging means. If the binarized signal of the focused picture element and the picture elements on both sides thereof indicate a particle portion, the reduced size of the focused picture element is considered. The value signal is kept as a particle portion, and the background portion is used in other cases. The extension means the binary of at least one of the pixel of interest and the pixel adjacent to the pixel. When the digitized signal indicates a particle portion, the binarized signal of the picture element of interest is set as the particle portion, and in other cases, the background portion is left as it is.
また、において、粒子検出回路に接続され、第２
の撮像手段の複数走査周期に渡って連続して粒子検出信
号が得られたときに、その最初の周期の粒子検出信号の
みを粒子計数用信号として出力する選別回路と、選別回
路に接続され、粒子計数用信号を計数するカウンタと、
を包含する粒子計数回路が付加されてもよい。Also, in the second embodiment, the second detection circuit is connected to a particle detection circuit,
When a particle detection signal is continuously obtained over a plurality of scanning periods of the imaging means, a selection circuit that outputs only the particle detection signal of the first period as a particle counting signal, and is connected to the selection circuit, A counter for counting a signal for particle counting,
May be added.
において、２値化信号を一時記憶する１又は複数
のラインメモリと、ラインメモリを介さない信号及びラ
インメモリを介した信号を入力とし特定条件が成立する
ことを検出する条件検出回路と、その特定条件下で上記
連続複数走査分の信号のORをとり粒子検出信号を得る回
路とからなる、粒子サイズを反映するパルス幅信号作成
回路が付加されてもよい。A one or more line memories for temporarily storing a binarized signal, a condition detection circuit for receiving a signal not passing through the line memory and a signal passing through the line memory, and detecting that a specific condition is satisfied, and specifying the condition. A pulse width signal generating circuit reflecting the particle size may be added, the circuit comprising an OR of the signals for the plurality of continuous scans under the conditions to obtain a particle detection signal.
において、粒子検出信号のパルス幅を計測するサ
イズカウンタと、サイズカウンタに接続されパルス幅ご
とにその度数を記憶するヒストグラムメモリと、これら
回路をコントロールするコントロール回路と、を付加す
ることができる。, A size counter for measuring the pulse width of the particle detection signal, a histogram memory connected to the size counter and storing the frequency for each pulse width, and a control circuit for controlling these circuits can be added.
において、粒子検出信号のパルス幅を計測するサ
イズカウンタと、パルス幅の上限値、下限値がそれぞれ
記憶されている第1,第２のサイズレジスタと、第１のサ
イズレジスタの上限値データを比較用データとして入力
し、サイズカウンタからのパルス幅データを被判定用デ
ータとして入力する第１のコンパレータと、第２のサイ
ズレジスタの下限値データを比較用データとして入力
し、サイズカウンタからのパルス幅データを被判定用デ
ータとして入力する第２のコンパレータと、これら回路
をコントロールするコントロール回路と、第１及び第２
のコンパレータの出力及びコントロール回路の出力を入
力とするゲートと、を付加し、粒子検出信号のパルス幅
が下限値から上限値までの範囲内にあるときゲートから
ストロボトリガ信号を出力させるようにすることができ
る。In the above, the size counter for measuring the pulse width of the particle detection signal is compared with the first and second size registers storing the upper and lower limits of the pulse width, respectively, and the upper limit data of the first size register. The first comparator inputs the pulse width data from the size counter as the data to be determined, and the lower limit data of the second size register as the comparison data, and outputs the pulse width data from the size counter. A second comparator for inputting data as data to be determined, a control circuit for controlling these circuits, and first and second comparators.
And a gate that receives the output of the comparator and the output of the control circuit as inputs, so that the strobe trigger signal is output from the gate when the pulse width of the particle detection signal is within the range from the lower limit to the upper limit. be able to.
さらに、において、ヒストグラムメモリを付加す
ることができる。Further, in the above, a histogram memory can be added.
［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。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。[Operation] The second light source constantly emits light and irradiates the second imaging region. The transmitted light reaches the second imaging unit by the light selection unit. The signal from the second imaging means is sent to the control circuit, and it is determined in real time whether or not particles have arrived at the second imaging area. When the arrival of the particle component is detected, a trigger signal is issued from the control circuit, and the first light source emits light for a short time by the trigger signal. Light from the first light source illuminates the first imaging area for a short time. The second imaging region is formed in the first imaging region. In addition, since the infrared light from the second light source does not reach the first imaging means by the light selection means, only the light from the first light source is selected and reaches the first imaging means. Then, a still image of the particles is captured.
ところで、制御回路に入力された第２の撮像手段から
の信号は、増幅器にて増幅され、コンパレータにて２値
化される。２値化された信号は粒子検出回路に入力さ
れ、その２値化状況から粒子による信号か否かが判定さ
れ、粒子によるものである場合には粒子検出信号が出力
される。粒子検出信号はストロボコントロール回路に入
力され、第１の撮像手段の撮像可能期間であれば、第１
の光源を発光させるためのトリガ信号がストロボコント
ロール回路から出力される。Meanwhile, the signal from the second imaging unit input to the control circuit is amplified by the amplifier and binarized by the comparator. The binarized signal is input to the particle detection circuit, and it is determined from the binarization state whether the signal is based on particles. If the signal is based on particles, a particle detection signal is output. The particle detection signal is input to the strobe control circuit, and if it is in the image capturing period of the first image capturing means, the first
A trigger signal for causing the light source to emit light is output from the strobe control circuit.
シフトレジスタにより、シリアルの２値化信号がパ
ラレル化され、さらに、粒子判定部において粒子か否か
の判定がなされ、粒子であると判定された場合には粒子
検出信号が出力される。The serial binarized signal is parallelized by the shift register, and further, a particle determination unit determines whether or not the particle is a particle. If the particle is determined to be a particle, a particle detection signal is output.
２値化信号は縮小化回路により、ゴミやノイズ等の
不要な信号部分が除去される。第１の拡張化回路により
必要な部分だけ拡張され元の状態に戻される。第２の拡
張化回路により、さらに、粒子内領域の穴埋め及び細胞
像の大きさをより正確に表わしたパルス幅を有する信号
が得られる。Unnecessary signal portions such as dust and noise are removed from the binarized signal by the reduction circuit. Only the necessary portion is expanded by the first expansion circuit and returned to the original state. The second expansion circuit further provides a signal having a pulse width that more accurately represents the filling of the intraparticle area and the size of the cell image.
同一粒子に対して第２の撮像手段により複数回走査
された場合には１つの粒子に対して連続した複数の走査
に対応して複数個の粒子検出信号が得られる。そこで、
選別回路により、粒子検出信号が連続した走査に対して
得られた場合には最初の粒子検出信号だけを、粒子計数
用信号として出力する。この粒子計数用信号はカウンタ
により計数され、粒子数が求められる。When the same particle is scanned a plurality of times by the second imaging means, a plurality of particle detection signals are obtained corresponding to a plurality of continuous scans for one particle. Therefore,
When the sorting circuit obtains a particle detection signal for continuous scanning, only the first particle detection signal is output as a particle counting signal. This particle counting signal is counted by a counter to determine the number of particles.
１つの粒子に対して連続した走査に対応して複数個
の２値化信号列が得られた場合に、これらの信号のORを
とることにより粒子径をより正しく反映したパルス幅を
有する信号を得ることができる。ただし、ただ単にORを
とるだけでは粒子１個に対して１個の粒子検出信号を得
ることができないので、条件検出回路により、ある特定
条件が成立したことを検知し、そのときにORをとること
により粒子１個に対して１個の粒子検出信号としてい
る。When a plurality of binarized signal sequences are obtained corresponding to continuous scanning for one particle, a signal having a pulse width that more accurately reflects the particle diameter is obtained by ORing these signals. Obtainable. However, since it is not possible to obtain one particle detection signal for one particle simply by taking the OR, the condition detection circuit detects that a certain specific condition is satisfied, and then takes the OR. Thus, one particle detection signal is used for one particle.
サイズカウンタにより粒子検出信号のパルス幅が個
々に計測されデータ変換される。このパルス幅のデータ
が順次ヒストグラムメモリに送られ、ヒストグラムメモ
リのアドレスにパルス幅データが設定され、そのアドレ
スに対応する頻度データが順次インクリメントされてゆ
く。ヒストグラムメモリのアドレスを指定してゆくこと
により、頻度データが順次出力され、粒子検出信号のパ
ルス幅に関するヒストグラムを得ることができる。この
ヒストグラムを用いれば、粒子数等も得ることができ
る。The pulse width of the particle detection signal is individually measured by the size counter and the data is converted. The data of the pulse width is sequentially sent to the histogram memory, the pulse width data is set to the address of the histogram memory, and the frequency data corresponding to the address is sequentially incremented. By specifying the address of the histogram memory, frequency data is sequentially output, and a histogram relating to the pulse width of the particle detection signal can be obtained. By using this histogram, the number of particles and the like can be obtained.
第１のサイズレジスタにはパルス幅の上限値が記憶
されている。第２のサイズレジスタにはパルス幅の下限
値が記憶されている。サイズカウンタにより得られた粒
子検出信号のパルス幅データは第１のカウンタで上記上
限値と比較され、上限値より小さい場合に信号が出力さ
れる。第２のカウンタでは上記下限値と比較され下限値
より大きい場合に信号が出力される。一方、コントロー
ル回路においては、第１の撮像手段が撮像可能な期間に
はそのことを示す信号を作り出す。これらの信号をAND
ゲートで結ぶことにより、第１の撮像手段の撮像可能期
間中に上限値から下限値の範囲内の大きさの粒子が検知
されたときのみに、第１の光源を発光させるためのトリ
ガ信号が発せられるようにすることもできる。The upper limit value of the pulse width is stored in the first size register. The lower limit value of the pulse width is stored in the second size register. The pulse width data of the particle detection signal obtained by the size counter is compared by the first counter with the upper limit value, and a signal is output when the pulse width data is smaller than the upper limit value. The second counter is compared with the lower limit and outputs a signal when the value is larger than the lower limit. On the other hand, in the control circuit, a signal indicating that is generated during a period in which the first imaging unit can capture an image. AND these signals
By connecting with a gate, a trigger signal for causing the first light source to emit light is generated only when particles having a size within the range from the upper limit to the lower limit are detected during the image capturing period of the first image capturing unit. It can also be emitted.
［実 施 例］ 本発明の実施例を図面に基づいて説明する。Embodiment An embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.
第１図は本発明の第一実施例の粒子画像分析装置の概
略平面図を示す。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100〜200
μｍ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。FIG. 1 is a schematic plan view of a particle image analyzer according to a first embodiment of the present invention. In the figure, reference numeral 22 denotes a flow cell for flowing a blood sample which has been subjected to hemolysis and staining treatment very flatly with the sheath liquid as an outer layer. The sample liquid flows from the front side to the back side perpendicular to the paper surface. The flow path 24 of the flow cell 22 is 100 to 200 in the direction parallel to the irradiation optical axis (the horizontal direction in FIG. 1).
μm order and the direction perpendicular to the irradiation optical axis (first
The dimension in the vertical direction in the figure) is on the order of several mm. Therefore, the sample liquid flowing through the flat flow path 24 is also extremely thin (for example, 5 to 10 μm) in the direction of the irradiation optical axis, and extremely wide (for example, several hundred μm) in the direction orthogonal to the irradiation optical axis. Become.
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（粒子）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。In the figure, reference numeral 10 denotes a first for capturing a still image of a cell.
Reference numeral 36 denotes a first imaging unit. Specifically, the first light source 10 is a strobe, and the first imaging means 36 is a color video camera. In the figure, reference numerals 40 and 48 denote a second light source and a second imaging means for constantly monitoring whether cells (particles) have come to the imaging area of the still image. More specifically, the second light source 40 is a semiconductor laser that emits near-infrared light having a wavelength of 780 to 830 nm, and the second imaging means 48 is a CCD line sensor in which picture elements are arranged in a line.
半導体レーザ40から照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。The light emitted from the semiconductor laser 40 is a collimator lens
As shown in FIG. 2, the laser beam 60 is narrowed in the direction of flow of the sample liquid 62 and is directed in a direction orthogonal to the parallel direction by collimating the light into parallel light by the lens 42 and strongly converging the light in the direction of flow of the sample liquid by the cylindrical lens 44. Irradiates the first imaging region 64 widely. FIG. 2 is an enlarged view of the sample liquid flow portion viewed from the imaging side in FIG.
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。FIG. 3 is an enlarged view of the first imaging region.
第３図中64は、第１の撮像手段による第１の撮像領域
を示し、66は第２の撮像手段による第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150μｍ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。その幅は約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。In FIG. 3, reference numeral 64 denotes a first image pickup area by the first image pickup means, and reference numeral 66 denotes a second image pickup area by the second image pickup means (indicated by a diagonally downward left diagonal line). The first imaging region 64 is two-dimensional and is, for example, a square having a side of 150 μm. The second imaging area 66 is orthogonal to the flow direction of the particles.
Are formed in a one-dimensional manner so as to cross the imaging area 64. Its width is about 1 μm and its length is 150 μm. Since then
The first imaging area is called an “imaging area”, and the second imaging area is called an “imaging line”. Irradiation area 60 by the second light source
Is indicated by oblique lines descending to the right, and covers the imaging line 66 widely. Although the irradiation area of the first light source is not shown,
Naturally, the imaging area 64 is widely covered.
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。As described above, by narrowing the light from the second light source into an elongated shape, even a semiconductor laser with a small output can efficiently concentrate the light on the imaging line, and the S / N ratio in the light receiving unit can be improved. In addition, since a change in the amount of light in the imaging line direction can be reduced, shading correction may not be required when the signal from the line sensor is binarized later.
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。In FIG. 1, reference numerals 16 and 30 denote visible light reflecting and infrared light transmitting dichroic mirrors, and reference numeral 20 denotes a condenser lens. Characteristics of this dichroic mirror (incident angle 45
An example of the degree is shown in FIG.
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10を発光させる。Now, the infrared light transmitted through the flow cell 22 is
6. An image is formed on the line image sensor 48 via the dichroic mirror 30 and the projection lens 46. An image of the imaging line 66 shown in FIG. 3 is formed on the line image sensor 48. A voltage corresponding to the amount of light accumulated for each picture element is sequentially output from the line image sensor 48 and input to the control circuit 50. After the output from the line image sensor 48 is amplified by the control circuit 50, the output is compared with a threshold level and binarized to determine whether or not cells have arrived. When a cell is detected, a strobe trigger signal is output, and the strobe 10 emits light.
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。Since the transmitted light is imaged on the line image sensor 48, the light amount is reduced in the portion where the cell is shown, and the binarized signal of the picture element corresponding to the portion becomes LOW.
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。FIG. 7 shows this state. In FIG. 7, reference numeral 70 denotes a white blood cell. In order to monitor all cells passing through the imaging area with the line image sensor 48, the distance that the target cell moves within the scanning cycle time of the line image sensor 48 must be smaller than the size of the cell. No. That is, it is necessary to keep the moving speed of the cells to some extent or less.
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。図中54は、
ストロボ電源である。The imaging range per pixel in the line direction of the line image sensor 48 is 1 μm, and the size of white blood cells is 15 μm.
μm. Simply, the binarized signal becomes LOW continuously 15 times. However, in practice, the size and staining of white blood cells are different for each type, or there is a red blood cell membrane (ghost) reduced by hemolysis. Therefore, it is necessary to determine white blood cells in consideration of these factors. A specific example of the cell determination will be described later. The determination in the control circuit 50 is performed in real time, and if it is determined that white blood cells have come, a trigger signal for irradiating strobe light is issued. 54 in the figure
It is a strobe power supply.
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。The strobe light from the strobe light source 10 is a collimator lens
12, dichroic mirror 16 via collector lens 14
The light is condensed by the diaphragm 18 and the condenser lens 20 and is irradiated to the imaging area. The transmitted light is the objective lens
The light is reflected by a dichroic mirror 30 via 26, is condensed by a projection lens 34 via an infrared cut filter 32, and is imaged on a light receiving surface 38 in the video camera. Since the imaging line is formed in a line so as to cross the imaging area, when the cells are detected and the white blood cells are imaged by the video camera, the white blood cell 70 in the imaging screen 68 is captured as shown in FIG. Is limited to the hatched area. For this reason, it is not necessary to process the entire area of the screen at the time of image processing, so that software or hardware for processing can be simplified, and an effect such as an improvement in processing speed also occurs. The location is random.) The video signals from the video camera 36 are mutually synchronized by a genlock signal from the image processor 52, and the captured image signals are sent to the image processor 52 to perform various image processing.
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。Next, determine whether the cells have arrived at the imaging area,
The control circuit 50 that performs control for strobe irradiation will be described.
第６図は制御回路50の回路図を示す。 FIG. 6 is a circuit diagram of the control circuit 50.
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。The light imaged on each picture element of the line image sensor (CCD image sensor) 48 is photoelectrically converted, and the electric charge is accumulated for the scanning cycle time of the line image sensor 48. The electric charge accumulated for each picture element is transferred in synchronization with the transfer clock, and a voltage corresponding to each electric charge is output from the line image sensor 48. This output voltage is
, And is compared with a certain appropriate threshold level by a comparator 74, and HIGH (hereinafter simply referred to as “H”)
Say ) Or LOW (hereinafter simply referred to as “L”).
Valued. An appropriate threshold bell is a level determined so that a cell image can be distinguished from a background.
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となってる。FIG. 7 shows a state in which white blood cells 70 flow from above in the figure and reach the imaging line 66 portion. The binarized signal becomes L when white blood cells cross the imaging line.
第６図の説明に戻る。 Returning to the description of FIG.
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HITが出力される。細胞検
出信号HIT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。The binarized signal, which has become H for the picture element of the part where the cell image is not formed and becomes L for the picture element of the part where the cell image is formed, is sent to the cell detection circuit 82, When a cell is detected, a cell detection signal HIT is output. The cell detection signal HIT is sent to the strobe control circuit 84, and at that time, a strobe trigger signal for causing the strobe to emit light is output during the period in which imaging is possible.
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、または、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、ビットb5が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,Q
2,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。HIT＝（Q3×Q0）＋（Q3×Q1）＋
（Q3×Q2）、ただしQ3が最上位ビットである。The cell detection circuit 82 includes a shift register 76, a cell determination unit 80,
It comprises a counter 78. Binarization signal is sequentially input to the shift register 76, bit by bit in synchronization with a transfer clock to obtain a shifted parallel outputs b 5 ~b 0 (bits b 5 is the most recent of the binary signal, the following b 4 , b 3 ,
It becomes old in the order of b 2 , b 1 , b 0 . ). Figure 6 in 78 is a counter, it is performed either counts up the transfer clock by the bit b 5 as an example, or, if the control hold not count up. Bit b 5 is H
When the a hold, when the bit b 5 is L is incremented. Since the binarized signal is synchronized with the transfer clock, the counter 78 counts the number of picture elements where the binarized signal is L, and the counted value is 4-bit data Q 3 , Q
2 , Q 1 , and Q 0 are output to the cell determination unit 80. When the count value becomes equal to or more than a predetermined value, a cell detection signal is output from the cell determination unit 80. For example, if the count value is 9 or more, a cell detection signal
To issue the HIT, the following logic is used in the cell determination unit 80. HIT = (Q 3 × Q 0 ) + (Q 3 × Q 1) +
(Q 3 × Q 2 ), where Q 3 is the most significant bit.
カウンタのクリアは、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。The counter is cleared by the shifted parallel data b 5
It is performed by clearing signal generated based on ~b 0. The counter 78 performs counting until it is cleared. When the output of the picture element corresponding to the background portion is output, the clear signal becomes L, and the counter 78 is cleared. When the output of the picture element corresponding to the cell portion is output, the clear signal becomes H, and the counter 78 performs counting.
クリア信号は一例として次のロジックで作られる。 The clear signal is generated by the following logic as an example.
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。 In this logic, (b 5 × b 4 ) is for making the clear signal active (L) when two consecutive picture elements output the signal of the background portion, Is to set the clear signal to L when four consecutive picture elements output H, L, H, L signals.
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
カウンタを用いて例を示したが、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、仕様に応じて他の実施例が考えられる。Simply, when a white blood cell comes on an imaging line of a line sensor, a cell signal is output from a picture element corresponding to that part. That is, cell signals are output from a plurality of continuous picture elements. Therefore, the number of times that the binarized signal continuously becomes L may be counted. However, in reality, the output of the picture element corresponding to the cell may not always be L depending on the staining state of the nucleus, granules, cytoplasm, and the like (see FIG. 7). Therefore, it is necessary to optimize the above-mentioned threshold level and cell determination logic depending on the type, size, staining state and the like of the target cell. In the present embodiment, an example is shown in which a counter is used for the cell determination unit. However, it is also possible to increase the number of parallel output bits of the shift register without using a counter, and make a determination using the parallel data as input. Other than these, other embodiments can be considered according to the specifications.
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。The selection signal S input to the cell determination unit 80 shown in the lower right of FIG. 6 selects an optimum determination condition when several types of target cells are considered or when fine adjustment of the determination condition is necessary. Is a signal for The content of the selection signal S is instructed from the image processor 52. Further, the logic of the cell determination unit 80 can be easily realized with one commercially available programmable array logic IC (PAL). The cell detection circuit 82 is a single IC, including the shift register and counter.
You can put it inside.
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。Next, based on the cell detection signal from the cell determination unit 80, a trigger signal for emitting a strobe light is generated. The strobe is fired by this trigger signal. When a video camera of a type in which one frame screen is composed of an odd field screen and an even field screen is used, it is necessary to use a frame accumulation type video camera.
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。When a field accumulation type video camera is used, one feed screen must be one screen, so that the vertical resolution is halved and the resolution is reduced.
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T22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T22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。When using a frame accumulation type video camera,
The strobe must be fired during even field periods. FIG. 8 is a chart for explaining the timing of strobe irradiation. Odd field charges accumulated in accumulation period K 21 odd field period T 21
In output, electric charges accumulated in the even field storing period K 22 are output at the even field period T 22. Therefore, the period K 21 and duration K 22 irradiates flash light during the period T 12 to wrap, odd field screen of the still image is output to the odd field period T 21, the even field screen in the even field period T 22 The output is performed to form a one-frame screen. Similarly, when irradiated with strobe light during T 22, the still picture is output to the odd field period T 31 and the even field period T 32.
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。However, when irradiated with strobe the odd field period T 11 and T 21, the odd field screen frame screen becomes the screen obtained is irradiated on the odd field period T 11, the even field screen frame screen, odd field period T The screen is obtained by irradiating 21 and a correct frame screen cannot be constructed.
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。Moreover, when irradiated with strobe even field period T 12 and the odd field period T 21, the even field screen frame screen becomes double exposed screen.
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。As described above, when one frame screen is composed of the odd field screen and the even field screen, there is a period in which the strobe can be irradiated and a period in which the strobe cannot be irradiated. There is a need.
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。For this reason, it is necessary to inhibit strobe irradiation during the odd field period. Further, it is necessary to prohibit irradiation more than once during one even field period.
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、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。FIG. 6 shows a strobe control circuit 84 for issuing a strobe trigger signal when a cell detection signal is detected in a state where correct imaging is possible. In the figure, reference numeral 86 denotes a D-type flip-flop. The Q output of the flip-flop 86 becomes H due to the rise of the vertical field synchronization signal generated at the start of the even field. A strobe trigger signal is obtained by ANDing the Q output signal and the cell detection signal (H). Since this strobe trigger signal is fed back to the clear terminal of the flip-flop 86, when the strobe trigger signal is output, the strobe trigger signal is cleared and the Q output becomes L. Therefore, even if the cell detection signal is obtained again during the even field period, no strobe trigger signal is output.
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、Ｑ出力
がＬとなり、ストロボトリガ信号は出力されない。The flip-flop 86 is also cleared by the vertical synchronizing signal at the start of the odd field period, so that the Q output becomes L and no strobe trigger signal is output.
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。The Q output of the flip-flop 86 becomes H by the next even field vertical synchronization signal.
次に、本発明を実施したときの有用性を説明する。 Next, usefulness when the present invention is implemented will be described.
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。The probability density function of the space between particles flowing in the sheath flow is generally expressed by the following equation.
ｆβ（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。 f β (t) = βe -βt ......... (1) However, t is the particle interval. β is a constant determined by various conditions.
（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-t………（２） で表わされ、取り扱いが簡単になる。以下、ｔはtavに
対する比を表わすものとする。When normalized by the average value t av of the particle intervals in the equation (1), the probability density function f (t) is represented by f (t) = e− t (2), which simplifies the handling. Hereinafter, t indicates a ratio to t av .
粒子間隔がti以上である確率をＦ（ti）とすると、 で表わされる。If the probability that the particle interval is equal to or greater than t i is F (t i ), Is represented by
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。From the above equation, the probability that particles (cells) pass through the imaging area within one field period is determined.
ここで、粒子の平均間隔をフィールド周期で割った値
をtcとすると、 （イ） tc＝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、近似的な演算により撮像
確率は98.7％となり、 （ロ） tc＝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） tc＝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。Here, assuming that the value obtained by dividing the average interval of particles by the field period is t c , (a) t c = 3, ie, when the average interval of particles is 1/3 of 1/60 second of one field period, approximation (B) t c = 2, that is, when the average interval between particles is の of one field period, the imaging probability becomes 95%, and (c) t c = 1 That is, when the average particle interval is equal to one field period, the imaging probability is 77%.
次に実例を上げて、tcを求め、白血球細胞の細胞確率
を算出してみる。ただし、条件は次の通りである。Then raise the example, we asked for t c, try to calculate the white blood cells cells probability. However, the conditions are as follows.
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
ンサで細胞が明確に検出できなくなるからである。Sample: Blood measurement sample containing 5000 white blood cells / μm: The above blood sample was subjected to hemolysis and staining treatment.
Double-diluted sample (containing 500 leukocytes / μm) Imaging area: 150 μm × 150 μm × 8 μm = 1.8 × 10 −4
μ Line sensor scanning cycle: 33 μsec Flat sheath flow rate: 10 μm / 33 μsec = 5 mm / field, where 1 field is 1/60 second The scanning cycle of the line sensor is determined by the response performance of the line sensor and the required light accumulation time. Try to be as short as possible. On the other hand, the flow rate of the flat sheath flow, that is, the moving speed of the particles, needs to be set so as not to move more than the size of the particles during the scanning cycle of the line sensor. This is because if the moving amount is too large, the cells cannot be clearly detected by the line sensor.
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。Now, from the above conditions, during the even field period (1/60
The amount of the sample liquid passing through the imaging area at (sec) is 150 μm × 8 μm × 5 mm = 6 × 10 −3 μm. As a result, the number of white blood cells passing through the imaging area during the even field period is on average 500 cells / μ × 6 × 10 −3 μ = 3.
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、tc＝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。Therefore, the average value of the interval between adjacent particles is 3 of the field period, and t c = 3. That is, the imaging probability is 98.7%. This value is a great improvement as compared with the conventional imaging probability of 9% in the conventional method of imaging at a fixed cycle. Assuming that the measurement time is 45 seconds, about 1350 white blood cell images are captured.
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、tc＝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。A further advantage of the present invention is that a high imaging probability can be maintained even when the imaging area (volume) is reduced. For example, in the above example, the imaging area is 100 μm × 100 μm × 4 μm
= 4 × 10 −5 μ and 1 / 4.5, the volume of the sample solution passing through the imaging area during the even field period (1/60 sec) is 100 μm × 4 μm × 5 mm = 2 × At 10 −3 μ, the average number of white blood cells passing through the imaging area during the even field period is 500 / μ × 2 × 10 −3 μ = 1 / field, and t c = 1. For this reason, the imaging probability is about 77%. In the conventional method, the imaging probability drops greatly to 2% of 1 / 4.5 of the original.
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。By reducing the imaging area, a relatively large or in-focus cell image can be obtained by reducing the thickness of the sample liquid flow, so that highly reliable analysis can be performed.
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。By the way, the imaging of the cell image according to the present invention is not performed at a fixed cycle, but the cells are intentionally imaged. Therefore, even if the cell images in the imaging screen are counted, the number of white blood cells per unit volume is correctly obtained. It is not possible. However, the number of white blood cells per unit volume can be obtained by counting the determination result of cells by the line sensor, that is, by counting the number of cell detection signals output from the cell detection circuit 82 in FIG. It is possible to determine whether or not the imaged cells are leukocytes, determine the percentage of leukocytes in the imaged cell image, and multiply the above cell passage number to calculate a more accurate leukocyte count. If the counting time is 45 seconds in the above example, it is possible to count about 8000 white blood cells, and it may also be able to serve as a blood cell counter.
With the conventional method, the number of leukocytes that can be imaged is about 100,
It cannot be used as a hemocytometer.
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。In the above embodiment, the case where blood is used as a sample has been described. However, the analysis target of the apparatus of the present invention is not limited to blood, of course, and the sample may be urine, and particle components in urine (such as blood cells). The present apparatus can also be used when analyzing cells, columns, and the like.
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。Urine contains particulate components of significantly different sizes. Therefore, in order to efficiently and accurately analyze the urine sample, it is necessary to change the magnification during the measurement and take an image. For details, refer to Japanese Patent Application No. 1-2431, filed by the present applicant.
See Issue 07.
ここでは、高倍率モードに対してのみ適用する場合を
説明する。Here, a case where the present invention is applied only to the high magnification mode will be described.
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。First of all, the probability of imaging cells is significantly improved. In particular, the effect is large in the high magnification mode. An improvement in the cell imaging probability can be regarded as substantially increasing the number of urine samples to be analyzed, and the analysis accuracy is improved.
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。In addition, the measurement time in the high-magnification mode should be slightly shortened, and the measurement time in the low-magnification mode should be lengthened to effectively use the limited measurement time, as the amount of urine analyzed in the high-magnification mode increases. Can also.
次に本発明の第二実施例について説明する。第二実施
例は第一実施例と比較すると、制御回路50に補修処理機
能と細胞数計数機能とを付加した点に特徴がある。Next, a second embodiment of the present invention will be described. The second embodiment is characterized in that a repair processing function and a cell number counting function are added to the control circuit 50 as compared with the first embodiment.
第９図は本発明の第二実施例の制御回路50の要部ブロ
ック構成図を示す。FIG. 9 is a block diagram of a main part of a control circuit 50 according to a second embodiment of the present invention.
第９図で第６図と同一の符号はそれぞれ同一のものを
示す。In FIG. 9, the same reference numerals as those in FIG. 6 denote the same parts.
第10図は第９図の各部の波形を示すタイムチャートで
あり、第９図中と同一の記号がその波形を示す。FIG. 10 is a time chart showing waveforms at various parts in FIG. 9, and the same symbols in FIG. 9 indicate the waveforms.
第10図は撮像画像中に細胞300の他に小さなゴミ301を
含む場合のタイムチャートであり、第10図中302はライ
ン走査サイクル１の期間中にラインセンサを横切る画
像、303はライン走査サイクル２の期間中にラインセン
サを横切る画像をそれぞれ示す。FIG. 10 is a time chart when the captured image includes small dust 301 in addition to the cells 300. In FIG. 10, reference numeral 302 denotes an image crossing the line sensor during the line scanning cycle 1, and reference numeral 303 denotes a line scanning cycle. 2 shows images crossing the line sensor during period 2 respectively.
このような構成において、第二実施例の特徴ある動作
を説明する。In such a configuration, a characteristic operation of the second embodiment will be described.
第一実施例と同様な動作で、ラインイメージセンサ48
からは１走査周期内に各絵素ごとに蓄積された光量に相
当する電圧が、トランスファークロック（TCLK）に同期
して出力される。この信号は増幅器72で増幅された後
（信号IS）、コンパレータ74により２値化される。この
２値化された信号はインバータ100で反転される（信号B
IND）。インバータ100から出力される２値化信号（BIN
D）は、第10図に示すように細胞部分に対してはＨとな
る。この２値化信号BINDは、最終的にシフトレジスタ12
0、細胞判定部122からなる細胞検出回路124へ送られ、
細胞の検出が行われる。In the same operation as the first embodiment, the line image sensor 48
After that, a voltage corresponding to the amount of light accumulated for each picture element within one scanning cycle is output in synchronization with the transfer clock (TCLK). This signal is amplified by the amplifier 72 (signal IS) and then binarized by the comparator 74. This binarized signal is inverted by the inverter 100 (signal B
IND). Binary signal (BIN) output from inverter 100
D) is H for the cell portion as shown in FIG. The binarized signal BIND is finally transmitted to the shift register 12
0, sent to the cell detection circuit 124 consisting of the cell determination unit 122,
Cell detection is performed.
しかし、この第二実施例においては細胞判定を行う前
段階として、２値化信号BINDに補修処理を加えることに
より、細胞判定をより簡単に行える点に特徴がある。However, the second embodiment is characterized in that the cell determination can be performed more easily by performing a repair process on the binarized signal BIND as a step before performing the cell determination.
補修処理とは信号の縮小化及び拡張化である。 The repair processing is a reduction and expansion of a signal.
縮小化とは、着目絵素及び着目絵素の両隣りの絵素の
データが１つでもＬすなわち該絵素が背景部分であれば
着目絵素のデータをＬにすることである。The term “reduction” refers to setting the data of a target picture element to L if at least one piece of data of the target picture element and the picture elements on both sides of the target picture element is present, that is, if the target picture element is a background portion.
反転された２値化信号BINDは、シフトレジスタ104とA
ND回路106とで構成された縮小回路102により縮小化され
る。すなわち、ビットレジス104の出力はビットb2,b1,b
0の順で入力したものであり、b2が最新データであり、
ビットb2,b1,b0がAND回路106でANDされたBIND信号は第1
0図に示すSHD信号のように縮小化される。第10図から明
らかなようBIND信号のゴミを表わすビット304はSHD信号
で縮小化され、ゴミのデータは除去される。The inverted binary signal BIND is supplied to the shift register 104 and A
Reduction is performed by a reduction circuit 102 configured with an ND circuit 106. That is, the output of the bit register 104 is bits b 2 , b 1 , b
Input in the order of 0 , b 2 is the latest data,
The BIND signal obtained by ANDing the bits b 2 , b 1 and b 0 with the AND circuit 106 is the first BIND signal.
It is reduced like the SHD signal shown in FIG. As is apparent from FIG. 10, the bit 304 representing dust in the BIND signal is reduced by the SHD signal, and dust data is removed.
縮小化された信号SHDは、シフトレジスタ110及びOR回
路112で構成された拡張回路108により拡張化され（信号
EX1D）、さらにシフトレジスタ116及びOR回路118で構成
された拡張回路114によりもう一度拡張化される（信号E
X2D）。The reduced signal SHD is expanded by an expansion circuit 108 including a shift register 110 and an OR circuit 112 (signal SHD).
EX1D), and further expanded by an expansion circuit 114 composed of a shift register 116 and an OR circuit 118 (signal E
X2D).
ここで、拡張化とは、縮小化の逆であり、着目絵素の
両隣りの絵素のデータが１つでもＨ、すなわち該絵素が
細胞部分であれば着目絵素のデータをＨにすることであ
る。第１の拡張回路108は先程縮小化された信号を元に
戻すためのものであり（もちろん縮小回路102により除
去されたデータは除去されたままである）、第２の拡張
回路114は細胞内に背景部分と同じくらい明るい部分が
ある場合に、その部分を穴埋めするためのものである
（第10図参照）。Here, expansion is the opposite of reduction, and even if there is at least one pixel data on both sides of the target pixel, the data of the target pixel is set to H if the pixel is a cell part. It is to be. The first expansion circuit 108 is for restoring the signal which has been previously reduced (the data removed by the reduction circuit 102 is of course still removed), and the second expansion circuit 114 is provided inside the cell. If there is a light part as bright as the background part, it is used to fill in that part (see Fig. 10).
２回拡張化された信号EX2Dはシフトレジスタ120に入
力されパラレル変換される。パラレルデータb0〜b7は細
胞判定部122に送られ、細胞か否かの判定が行われる。
一例として、何ビット分かのデータが全てＨのとき細胞
であると判定され、細胞検出信号CLSが出力される。こ
の細胞検出信号CLSはストロボコントロール回路84へ送
られ、ストロボトリガ信号が得られる。ストロボコント
ロール回路84については第一実施例の所で述べたものを
使用することができる。The signal EX2D expanded twice is input to the shift register 120 and subjected to parallel conversion. Parallel data b 0 ~b 7 is sent to the cell determination unit 122, a determination whether the cell or not is performed.
As an example, when the data of several bits are all H, it is determined that the cell is a cell, and the cell detection signal CLS is output. This cell detection signal CLS is sent to the strobe control circuit 84, and a strobe trigger signal is obtained. As the strobe control circuit 84, the one described in the first embodiment can be used.
本第二実施例においては、細胞数を計数する計数回路
126が追加されている。１個の細胞に対して必ず１つの
細胞検出信号CLSが発せられるなら、単にこれをカウン
タで計数すればよい。しかし、ラインセンサによる走査
時間内の細胞移動量は細胞径より少し小さく設定するの
がよいので第10図に示すように１個の細胞に対して走査
が２回行われる場合もありうる。従って同一細胞に対し
て２回以上の細胞検出信号が得られても、その内の１つ
だけを細胞計数用信号とするように制御する必要があ
る。例えばある細胞に対する最初の検出信号CLSを計数
用信号CLCとして採用し、続けて二回目の検出信号が得
られてもそれを無視するようにすればよい。In the second embodiment, a counting circuit for counting the number of cells
126 have been added. If one cell detection signal CLS is always generated for one cell, it may be simply counted by a counter. However, the amount of cell movement during the scanning time by the line sensor is preferably set to be slightly smaller than the cell diameter, so that one cell may be scanned twice as shown in FIG. Therefore, even if two or more cell detection signals are obtained for the same cell, it is necessary to control only one of them as a cell counting signal. For example, the first detection signal CLS for a certain cell may be adopted as the counting signal CLC, and even if the second detection signal is obtained continuously, it may be ignored.
この制御はフリップフロップを用いて容易に実現でき
る。フリップフロップ130はラインセンサからのライン
同期信号LSYNCにより周期的にクリアされる。フリップ
フロップ132はイメージプロセッサ52により測定開始ご
とにクリアされる。フリップフロップ130のＱ出力CLLの
初期状態はＬであり、フリップフロップ132の出力CEN
の初期状態はＨである。ある細胞に対する最初の検出信
号CLSの立ち上がりによりフリップフロップ130の出力CL
LはＬからＨになる。フリップフロップ132の出力CENは
Ｈのままである。ANDゲート134により細胞検出信号CLS
とフリップフロップ132の出力信号CENとのANDがとら
れ、細胞検出信号CLCが出力され、カウンタ128に入力さ
れる。This control can be easily realized by using a flip-flop. The flip-flop 130 is periodically cleared by a line synchronization signal LSYNC from the line sensor. The flip-flop 132 is cleared by the image processor 52 each time the measurement is started. The initial state of the Q output CLL of the flip-flop 130 is L, and the output CEN of the flip-flop 132
Is H in the initial state. The output CL of the flip-flop 130 is generated by the rising edge of the first detection signal CLS for a certain cell.
L changes from L to H. The output CEN of the flip-flop 132 remains at H. Cell detection signal CLS by AND gate 134
Is ANDed with the output signal CEN of the flip-flop 132, the cell detection signal CLC is output, and input to the counter 128.
次のライン同期信号LSYNCの立ち上がりにより信号CLL
の状態がサンプリングされる。つまり、前周期に細胞検
出信号CLSが検出された場合には信号CLLはＨとなってい
るので、フリップフロップ132の出力CENはＬとなる。そ
して、フリップフロップ130はクリアされ、出力信号CLL
はＨから初期状態のＬになる。この周期に続けて細胞検
出信号CLSが得られた場合、フリップフロップ132の出力
CENはＬであるので細胞計数信号CLCは出力されない。The signal CLL is generated by the rising edge of the next line synchronization signal LSYNC.
Is sampled. That is, when the cell detection signal CLS is detected in the previous cycle, the signal CLL is H, and the output CEN of the flip-flop 132 is L. Then, the flip-flop 130 is cleared, and the output signal CLL is output.
Changes from H to L in the initial state. When the cell detection signal CLS is obtained following this cycle, the output of the flip-flop 132 is output.
Since CEN is L, no cell count signal CLC is output.
以下同様にして次の走査周期に細胞検出信号が得られ
ても細胞計数信号は得られない。このようにして、連続
して細胞検出信号が得られた場合には、先頭の細胞検出
信号に対してのみ細胞計数信号が得られるようにしてい
る。Similarly, even if a cell detection signal is obtained in the next scanning cycle, a cell count signal is not obtained. In this way, when the cell detection signal is continuously obtained, the cell count signal is obtained only for the first cell detection signal.
細胞検出信号が得られなかったときには、フリップフ
ロップ130の出力CLLはＬのままであるので、次の周期の
ライン同期信号LSYNCの立ち上がり時に、フリップフロ
ップ132の出力CENがＬからＨになる。そこで、細胞検出
信号CLSが得られれば細胞計数信号CLCが出力される。When the cell detection signal is not obtained, the output CLL of the flip-flop 130 remains at L, so that the output CEN of the flip-flop 132 changes from L to H at the rise of the line synchronization signal LSYNC in the next cycle. Therefore, if the cell detection signal CLS is obtained, the cell count signal CLC is output.
次に、本発明の第三実施例について説明する。第三実
施例は第二実施例と比較すると、前記制御回路50が、前
記細胞検出信号に細胞等の粒子の大きさ（外径）を正確
に求めるためのパルス幅補正機能と、粒度分布作成およ
び大きさによる粒子選別機能とを備えた点に特徴があ
る。Next, a third embodiment of the present invention will be described. The third embodiment is different from the second embodiment in that the control circuit 50 has a pulse width correction function for accurately obtaining the size (outer diameter) of particles such as cells in the cell detection signal, and a particle size distribution creation function. It is characterized by having a particle sorting function according to size.
第11図及び第12図は本発明の第三実施例の要部ブロッ
ク構成図を示し、第13図及び第14図は第11図に示した回
路の動作を説明するための波形図及びタイムチャートを
それぞれ示す。FIGS. 11 and 12 are block diagrams showing the main parts of a third embodiment of the present invention. FIGS. 13 and 14 are waveform diagrams and time charts for explaining the operation of the circuit shown in FIG. Each chart is shown.
第11図で第９図と同一の符号は、第９図とそれぞれ同
一のものを示す。In FIG. 11, the same reference numerals as those in FIG. 9 indicate the same components as those in FIG.
このような構成において、本第三実施例の動作を第13
図（ａ）に示すような１個の細胞200に対して複数サイ
クルの走査が行われる場合について説明する。即ち、第
13図（ａ）は、１個の細胞200が各ライン走査サイクル
（ｎ−１），（ｎ）及び（ｎ＋１）の３ラインサイクル
期間にそれぞれラインイメージセンサ48を通過する場合
を示している。In such a configuration, the operation of the third embodiment is
A case where a plurality of cycles of scanning are performed on one cell 200 as shown in FIG. That is,
FIG. 13A shows a case where one cell 200 passes through the line image sensor 48 in each of three line cycle periods of each line scan cycle (n-1), (n) and (n + 1).
本第三実施例でも拡張信号を得るまでは前記第二実施
例と同様な動作が行われる。即ち、第13図（ｂ）に示す
ように、ラインイメージセンサ48からは１走査周期内に
各絵素ごとに蓄積された光量に相当する電圧が、トラン
スファークロックTCLKに同期して出力される。この信号
は、第13図（ｃ）に示すように、増幅器72に増幅された
後、コンパレータ74により２値化される。ここで、第13
図（ｂ）中、破線はスレシホールド電圧を示す。In the third embodiment, the same operation as in the second embodiment is performed until the extension signal is obtained. That is, as shown in FIG. 13 (b), a voltage corresponding to the amount of light accumulated for each picture element within one scanning cycle is output from the line image sensor 48 in synchronization with the transfer clock TCLK. This signal is amplified by an amplifier 72 and then binarized by a comparator 74 as shown in FIG. Where the thirteenth
In FIG. 5B, the broken line indicates the threshold voltage.
この２値化された信号はインバータ100で反転され
る。インバータ100から出力される２値化信号BINDは縮
小回路102で縮小化され、拡張回路108及び拡張回路114
で拡張化処理が行われ第13図（ｄ）に示すような１ライ
ン走査分の拡張信号LDを得る。This binarized signal is inverted by the inverter 100. The binarized signal BIND output from the inverter 100 is reduced by the reduction circuit 102, and the expansion circuit 108 and the expansion circuit 114
, An extension signal LD for one line scan is obtained as shown in FIG.
ここで、第13図（ｄ）では第10図に示した第二実施例
と区別するために該拡張信号をLDとして示したがこれは
１ライン走査分の拡張信号を意味する。また、第13図
（ｄ）は第13図（ａ）に示した３つのライン走査サイク
ルの各々に対応した拡張信号のみを示した。しかし、図
示しないが細胞200がラインイメージセンサ48を通過し
ないライン走査サイクル（ｎ−２）およびライン走査サ
イクル（ｎ＋２）ではセンサ出力は前述の如く“Ｈレベ
ル”となり２値化信号BINDは“Ｌレベル”となり、拡張
信号LDはそれぞれ“Ｌレベル”信号となる。Here, in FIG. 13 (d), the extension signal is shown as LD to distinguish it from the second embodiment shown in FIG. 10, but this means an extension signal for one line scan. FIG. 13 (d) shows only the extension signals corresponding to each of the three line scanning cycles shown in FIG. 13 (a). However, although not shown, in the line scanning cycle (n−2) and the line scanning cycle (n + 2) in which the cell 200 does not pass through the line image sensor 48, the sensor output becomes “H level” as described above, and the binary signal BIND becomes “L”. Level ", and the extension signals LD become" L level "signals.
ところで拡張回路114による２回目の拡張化は、細胞
内の明るい部分を穴埋めするためだけでなく、細胞像の
大きさをより正確に表わしたパルス幅を有する信号を得
るためのものである。つまり、ラインセンサに結像され
た背景部分の輝度は、ライン走査方向に少しシェーディ
ングを有するので、その影響を考慮してスレシホールド
レベルは細胞部分の電圧レベルのやや近くに設定されて
いなければならない。このため、２値化後の細胞部分の
パルス幅は、実際より狭くなる。そこで、２回目の拡張
化処理によりこれを補正し、より細胞径に近い幅を有す
る２値化信号を得る。しかし、この拡張信号は正確に細
胞の大きさと対応したパルス幅を有していない。By the way, the second expansion by the expansion circuit 114 is not only for filling a bright part in a cell, but also for obtaining a signal having a pulse width that more accurately represents the size of a cell image. In other words, the luminance of the background portion imaged on the line sensor has a little shading in the line scanning direction, so the threshold level should be set slightly close to the voltage level of the cell portion in consideration of the effect. No. For this reason, the pulse width of the cell portion after binarization becomes narrower than it actually is. Therefore, this is corrected by the second expansion processing to obtain a binary signal having a width closer to the cell diameter. However, this extended signal does not have a pulse width exactly corresponding to the cell size.
本第三実施例では、この拡張化処理されたある１つの
細胞を走査して得られる複数のライン走査分の２値化信
号から、細胞の大きさを正確に反映した細胞検出信号を
１回だけ得るためのパルス幅補正が行われる。即ち、本
第三実施例は細胞をラインイメージセンサ48が検知した
場合に、着目走査ラインを決め、この着目走査ラインの
２値化信号BINDが該着目走査ラインの前後の走査に対応
する２値化信号BINDより速く立ち上がった時に、該３つ
の２値化信号BINDの論理和（OR）を取りその結果を細胞
検出信号とするものである。In the third embodiment, a cell detection signal that accurately reflects the size of a cell is obtained once from a binarized signal for a plurality of line scans obtained by scanning one cell that has undergone the expansion processing. Pulse width correction to obtain only That is, in the third embodiment, when a cell is detected by the line image sensor 48, a scan line of interest is determined, and the binarized signal BIND of this scan line of interest is a binary signal corresponding to scanning before and after the scan line of interest. When it rises faster than the binarized signal BIND, a logical sum (OR) of the three binarized signals BIND is obtained and the result is used as a cell detection signal.
これを第11図，第13図および第14図に基づいて説明す
る。This will be described with reference to FIGS. 11, 13, and 14.
第14図中L3Dはラインイメージセンサ48の現在の１ラ
イン分の走査データに対応した拡張信号、L2Dはライン
イメージセンサ48の１走査周期前の１ライン分の走査デ
ータに対応した拡張信号、L1Dはラインイメージセンサ4
8の２走査周期前の１ライン分の走査データに対応した
拡張信号を示す。また、第14図中の他の符号は第11図中
に示した点の各信号を示す。In FIG. 14, L3D is an extension signal corresponding to the current one line of scan data of the line image sensor 48, L2D is an extension signal corresponding to one line of scan data one scan cycle before the line image sensor 48, L1D. Is a line image sensor 4
8 shows an extension signal corresponding to one line of scan data two scan cycles before. Other symbols in FIG. 14 indicate signals at the points shown in FIG.
このような状態で、拡張回路114からは拡張処理され
た信号L3Dが出力される。また、この信号L3Dは第１のラ
インメモリ140に入力し、ラインイメージセンサ48の１
走査周期後に信号L2Dとして出力される。また、該信号L
2Dは第２のラインメモリ142に入力され、更にラインイ
メージセンサ48の１走査周期後に信号L1Dとして出力さ
れる。In such a state, the extension circuit 114 outputs the signal L3D subjected to the extension process. The signal L3D is input to the first line memory 140, and the signal L3D
It is output as a signal L2D after the scanning cycle. The signal L
2D is input to the second line memory 142, and is output as a signal L1D after one scanning cycle of the line image sensor 48.
この方法で、前記着目走査ラインの走査データ（信号
L2D）および該着目走査ラインの前後の走査ラインの走
査データ（信号L3Dおよび信号L1D）が得られる。In this manner, the scan data (signal
L2D) and scan data (signal L3D and signal L1D) of the scan lines before and after the target scan line.
また、前記信号L3Dはインバータ201,202および203を
介してANDゲート144に入力し、前記信号L2Dはインバー
タ204および205を介して前記ANDゲート144に入力し、前
記信号L1Dはインバータ206を介して前記ANDゲート144に
入力する。これにより、前記ANDゲート144は前記着目走
査ラインの走査データに対応した信号L2DだけがＨにな
る場合にのみに開かれ、信号LEDGを出力する。The signal L3D is input to an AND gate 144 via inverters 201, 202 and 203, the signal L2D is input to the AND gate 144 via inverters 204 and 205, and the signal L1D is input to the AND gate via an inverter 206. Input to gate 144. Accordingly, the AND gate 144 is opened only when only the signal L2D corresponding to the scan data of the scan line of interest becomes H, and outputs the signal LEDG.
この信号LEDGの立ち上がりで、フリップフロップ146
のＱ出力STPがＨとなる。フリップフロップ146は着目ラ
インの信号L2DがＬになることによりクリアがかかる。At the rise of this signal LEDG, the flip-flop 146
Q output STP becomes H. The flip-flop 146 is cleared when the signal L2D of the line of interest becomes L.
ここで、第14図に示されているように、タイミング信
号LEDGがＨとなるのは、信号L2Dが最初に立ち上がった
場合だけでなく、信号L2Dが最後に立ち下がった場合に
もＨとなる。そこで、両者を弁別することが必要とな
る。フリップフロップ146のＱ出力STPはタイミング信号
LEDGの立ち上がりで立ち上がり、信号L2DがＬになる時
に立ち下がる信号となる。よって、信号L2Dが他の信号L
1D,L3Dよりも早く立ち上がった場合には、信号STPは、
信号L2Dと同じ信号となる。つまり、信号STPの立ち上が
り時期に大きな違いが生まれる。そこでこの違いに着目
して、細胞検出信号を得る。Here, as shown in FIG. 14, the timing signal LEDG becomes H not only when the signal L2D rises first but also when the signal L2D falls last. . Therefore, it is necessary to discriminate between the two. The Q output STP of the flip-flop 146 is a timing signal
The signal rises at the rise of LEDG and falls when the signal L2D becomes L. Therefore, the signal L2D is different from the other signals L
If it rises earlier than 1D, L3D, the signal STP will be
This is the same signal as the signal L2D. That is, there is a great difference in the rise time of the signal STP. Therefore, paying attention to this difference, a cell detection signal is obtained.
フリップフロップ148により信号L2Dが入力され１クロ
ック分遅延させた信号L2DDが得られる。着目ラインの信
号L2Dが他の信号L1D又はL3Dよりも早く立ち上がる場合
には、前述のごとく信号STPは信号L2Dと同時に立ち上が
る。これは信号L2DDよりも１クロック分早い。つまり、
信号L2DDの立ち上がり時には信号STPはＨとなっている
ので、フリップフロップ150のＱ出力である細胞検出信
号PWDは信号L2DDの立ち上がりでＨとなる。信号L1D,L2
D,L3DはORゲート152によりORがとられる。フリップフロ
ップ150はこのOR信号▲▼によりクリアされ、細
胞検出信号PWDはＬになる。The signal L2D is input by the flip-flop 148, and a signal L2DD delayed by one clock is obtained. When the signal L2D of the line of interest rises earlier than the other signals L1D or L3D, the signal STP rises simultaneously with the signal L2D as described above. This is one clock earlier than the signal L2DD. That is,
Since the signal STP is H at the rise of the signal L2DD, the cell detection signal PWD, which is the Q output of the flip-flop 150, becomes H at the rise of the signal L2DD. Signal L1D, L2
D and L3D are ORed by the OR gate 152. The flip-flop 150 is cleared by the OR signal ▼, and the cell detection signal PWD becomes L.
ところで、ANDゲート144の入力側に遅延インバータを
複数個設けてデータL1D,L2D,L3Dに異なる時間遅延を与
えているのは、３つのデータ列が同時にＨとなる場合に
誤動作するのを防止するためである。By the way, providing a plurality of delay inverters on the input side of the AND gate 144 and giving different time delays to the data L1D, L2D, L3D prevents malfunctions when three data strings go H at the same time. That's why.
この細胞検出信号を用いて第６図で説明したストロボ
コントロール回路84を動作させ第１の撮像手段36の撮像
可能期間にストロボ電源10にトリガ信号を与えても良い
ことは明らかである。It is apparent that the strobe control circuit 84 described with reference to FIG. 6 may be operated by using the cell detection signal to apply a trigger signal to the strobe power supply 10 during the period in which the first image pickup means 36 can perform image pickup.
以上のようにして、パルス幅でその大きさを表わす細
胞検出信号PWDを得ることができる。As described above, the cell detection signal PWD whose magnitude is represented by the pulse width can be obtained.
この細胞の大きさを正確に表わした細胞検出信号PWD
を用いれば、粒度分布を作成したり、また、所望の範囲
内の大きさの細胞だけを選択してビデオカメラで撮像す
るようにストロボをコントロールしたりすることができ
るようになる。もちろん、撮像エリアを通過する細胞の
数はヒストグラムから算出することができるし、または
計数用のカウンタを設けることもできる。Cell detection signal PWD that accurately represents the size of this cell
With the use of, it is possible to create a particle size distribution and to control the strobe so that only cells having a size within a desired range are selected and imaged by a video camera. Of course, the number of cells passing through the imaging area can be calculated from the histogram, or a counter for counting can be provided.
この粒度分布作成及び大きさ選別機能を第12図の回路
図に基づいて説明する。This particle size distribution creation and size selection function will be described with reference to the circuit diagram of FIG.
細胞検出信号PWDはサイズカウンタ160に入力され、信
号PWDが連続してＨとなるクロック数がカウントされ
る。信号PWDがＬになり、カウントが終了すると、その
値はアドレスレジスタ162にラッチされ、ヒストグラム
メモリ164のアドレスラインに供給される。ヒストグラ
ムメモリ164から指定されたアドレスに記憶されている
度数データが読み出される。この読み出された度数デー
タはインクリメント166により１だけインクリメントさ
れる。インクリメントされた度数データが再び該メモリ
164に書き込まれる。The cell detection signal PWD is input to the size counter 160, and the number of clocks at which the signal PWD becomes H continuously is counted. When the signal PWD becomes L and the counting is completed, the value is latched in the address register 162 and supplied to the address line of the histogram memory 164. Frequency data stored at the designated address is read from the histogram memory 164. The read frequency data is incremented by one by increment 166. The incremented frequency data is stored in the memory again.
Written to 164.
本例でアドレスレジスタ162を設けたのは、細胞検出
信号PWDが近接している場合でも、後の信号を無視する
ことなく処理するためである。すなわち、サイズカウン
タ160の値をアドレスレジスタ162に引渡すことによっ
て、すぐ次の細胞検出信号に対してサイズのカウントが
可能となる。The reason why the address register 162 is provided in the present example is that even if the cell detection signal PWD is close, the subsequent signal is processed without ignoring it. That is, by passing the value of the size counter 160 to the address register 162, the size of the next cell detection signal can be counted.
次に、ある範囲内の大きさの細胞だけを選択的に撮像
するための制御について説明する。そのためには細胞の
大きさの上限値及び下限値を予め設定しておく必要があ
る。所望の上限値、下限値がそれぞれサイズレジスタ16
8,170に設定される。アドレスレジスタ162にセットされ
た細胞のサイズ値を、コンパレータ172,174でそれぞれ
上限値と下限値と比較する。そして、設定した範囲内の
サイズでありコントロール回路163からの出力があればA
NDゲート176を介して、ストロボを照射するためのトリ
ガ信号が出力される。コントロール回路163は第６図で
説明したストロボコントロール回路84と同様な制御回路
を含む。Next, control for selectively imaging only cells having a size within a certain range will be described. For that purpose, it is necessary to set an upper limit value and a lower limit value of the cell size in advance. The desired upper and lower limits are set in the size register 16 respectively.
Set to 8,170. The cell size value set in the address register 162 is compared with upper and lower limits by comparators 172 and 174, respectively. If the size is within the set range and there is an output from the control circuit 163, A
Through the ND gate 176, a trigger signal for irradiating a strobe is output. The control circuit 163 includes a control circuit similar to the flash control circuit 84 described with reference to FIG.
上限値を十分大きな値に設定すれば、ある大きさ以上
の細胞が選択でき、下限値を十分小さな値に設定すれ
ば、ある大きさ以下の細胞が選択できる。If the upper limit is set to a sufficiently large value, cells larger than a certain size can be selected, and if the lower limit is set to a sufficiently small value, cells smaller than a certain size can be selected.
撮影する細胞をその大きさで選別することは、試料液
中に含まれる粒子が多種ある場合等において極めて有用
である。Sorting cells to be photographed by their size is extremely useful when there are many types of particles contained in a sample solution.
また、細胞検出信号PWDは細胞数計数用のカウンタ161
で順次計数され、撮像領域を通過する細胞数が正確に計
数される。In addition, the cell detection signal PWD is a counter 161 for counting the number of cells.
, And the number of cells passing through the imaging region is accurately counted.
尚、第12図中、163は前述の動作を制御するための制
御回路、165はイメージプロセッサ52とインターフェー
スするためのパスインターフェースを示す。In FIG. 12, reference numeral 163 denotes a control circuit for controlling the above-mentioned operation, and 165 denotes a path interface for interfacing with the image processor 52.
［発明の効果］ 以上説明したように本発明は、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対象とする細胞に対
する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。[Effects of the Invention] As described above, the present invention is provided with the second light source, the imaging means, and the control circuit, and is configured to capture a still image when particles arrive at the imaging region. Therefore,
Even if the sample has a small particle content, the imaging probability of the target cell can be significantly improved. For this reason, the analysis accuracy and processing capability of the device are improved.
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の撮像領域内を横切るように形成
されている。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。Further, the second imaging region for detecting particles is linear, and is formed so as to cross the two-dimensional first imaging region. Therefore, the position where the cell is shown in the imaging screen is limited. Therefore, it is not necessary to process the entire screen at the time of image processing, and it is sufficient to process a limited area, so that the processing can be simplified, speeded, and the like.
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。Further, even if the volume of the first imaging region is reduced, the imaging probability does not decrease so much. By taking advantage of this, it is possible to reduce the imaging area, that is, to increase the magnification to make the cell image relatively large, or to reduce the thickness of the sample liquid flow to obtain a more focused image. And more reliable image processing and analysis.
また、縮小回路と拡張回路を付加したので、ノイズ除
去や穴埋め等の補正処理を行うことができ、粒子の検出
をより正確に行うことができる。In addition, since the reduction circuit and the expansion circuit are added, correction processing such as noise removal and hole filling can be performed, and particle detection can be performed more accurately.
また、１つの粒子に対して第２の撮像手段の走査が複
数に渡った場合、ラインメモリを用いることにより、着
目走査ラインとその前後の走査ラインの走査データを一
緒に取り出し、着目ラインの走査データが最初に立ち上
がるときにこの複数の走査データの論理和をとり、この
結果に基づいて粒子検出信号を作成することとした。し
たがって、１つの粒子に対して１回だけ粒子の大きさを
正確にパルス幅で表わされた粒子検出信号を得ることが
できる。When a plurality of scans of the second imaging unit are performed for one particle, the scan data of the target scan line and the scan lines before and after the target scan line are taken out together by using the line memory to scan the target line. When the data rises for the first time, a logical sum of the plurality of scan data is taken, and a particle detection signal is created based on the result. Therefore, it is possible to obtain a particle detection signal in which the size of a particle is accurately represented by a pulse width only once for one particle.
また、１つの粒子に対して１つの粒子計数用信号を
得、この粒子計数用信号をカウンタで計数するように構
成している。したがって、撮像領域を通過した粒子数を
求めることができる。Also, one particle counting signal is obtained for one particle, and the particle counting signal is counted by a counter. Therefore, the number of particles that have passed through the imaging region can be obtained.
また、粒子検出信号のパルス幅がサイズカウンタを経
てヒストグラムメモリに順次記憶されるように構成し
た。したがって、パルス幅に関するヒストグラムを得る
ことができる。このヒストグラムを利用すれば、粒子の
大きさの分布状態等新しい情報を得ることができる。In addition, the pulse width of the particle detection signal is sequentially stored in the histogram memory via the size counter. Therefore, a histogram relating to the pulse width can be obtained. By using this histogram, new information such as the distribution state of the particle size can be obtained.
また、サイズカウンタで得られた粒子検出信号のパル
ス幅のデータが、サイズレジスタに記憶されている上限
値と下限値のデータと比較されるように構成した。した
がって、パルス幅が上限値から下限値の範囲内にある粒
子検出信号を検出することができ、ある特定範囲内の大
きさの粒子だけを選択的に撮像することができる。この
ことは、特に被検試料液中に、大きさの異なるさまざま
な粒子成分が存在している場合に、所望の大きさの粒子
だけを分析の対象とするのに有効に利用することができ
る。The pulse width data of the particle detection signal obtained by the size counter is compared with the upper limit value and lower limit value data stored in the size register. Therefore, it is possible to detect a particle detection signal whose pulse width is within the range from the upper limit value to the lower limit value, and it is possible to selectively image only particles having a size within a certain specific range. This can be effectively used to analyze only particles of a desired size, particularly when various particle components having different sizes are present in the test sample liquid. .
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画面を示す図。 第６図は、制御部50の詳細を示すブロック回路図の一
例。 第７図は、イメージセンサによる結像を示す図。 第８図は、ストロボ照射のタイミングの説明図。 第９図は、本発明の第二実施例の制御回路の要部ブロッ
ク図。 第10図は、本発明の第二実施例の動作タイミングチャー
ト。 第11図および第12図は、本発明の第三実施例の要部ブロ
ック図。 第13図および第14図は、第11図に示した回路の動作を説
明するための波形図およびタイムチャート。 第15図は、従来装置の要部ブロック図。 第16図は、第15図の装置の撮像側から見た試料液流部分
の拡大図。 第17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、82……細胞検出回路 84……ストロボコントロール回路 102……縮小回路、108……第１の拡張回路 114……第２の拡張回路 126……細胞計数回路FIG. 1 is a block diagram of a main part of a first embodiment of the present invention. FIG. 2 is an enlarged view of a sample liquid flow portion viewed from the imaging side in FIG. FIG. 3 is an enlarged view of a first imaging region. FIG. 4 is a diagram illustrating an example of characteristics of a dichroic mirror. FIG. 5 is a diagram showing an imaging screen of a video camera. FIG. 6 is an example of a block circuit diagram showing details of the control unit 50. FIG. 7 is a diagram showing an image formed by an image sensor. FIG. 8 is an explanatory diagram of strobe irradiation timing. FIG. 9 is a block diagram of a main part of a control circuit according to a second embodiment of the present invention. FIG. 10 is an operation timing chart of the second embodiment of the present invention. FIG. 11 and FIG. 12 are main block diagrams of a third embodiment of the present invention. 13 and 14 are a waveform diagram and a time chart for explaining the operation of the circuit shown in FIG. FIG. 15 is a block diagram of a main part of a conventional device. FIG. 16 is an enlarged view of a sample liquid flow portion viewed from the imaging side of the apparatus of FIG. FIG. 17 is a perspective view of an imaging area. 10 First light source, 38 First imaging means 40 Second light source 48 Second imaging means 50 Control circuit 82 Cell detection circuit 84 Strobe control circuit 102 reduction circuit, 108 first expansion circuit 114 second expansion circuit 126 cell counting circuit
Claims (13)
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、 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ライン状に配置した撮像素子
を有する第２の撮像手段と、 前記第２の撮像手段から順次出力される１走査ライン分
の画像の各絵素のデータを所定の基準レベルと比較して
該絵素データが粒子成分または否粒子成分であることを
示す判別信号を出力する第１の手段と、 前記第１の手段からの出力が所定数連続して粒子成分を
示す場合に粒子検出信号を出力する粒子検出手段と、 前記粒子検出信号が前記第１の撮像手段の撮像可能期間
に出力されたときに前記第１の光源を動作させる信号を
出力する第２の手段と、 を備えたことを特徴とする粒子画像分析装置。1. A flow cell in which a flat channel for forming a flat flow of a sample liquid containing a particle component to be detected is formed, and a flow path for irradiating the sample liquid flowing in the flow cell with instantaneous light A first light source; a first imaging unit configured to capture a still image of the particles to be detected in the sample liquid irradiated by the first light source; and a first imaging unit configured to capture image data from the first imaging unit. A second light source that constantly irradiates the sample liquid in the flow cell; and the sample liquid in the flow cell illuminated by the second light source. A second imaging means having an imaging element arranged in a line for imaging the image, and data of each picture element of an image for one scanning line sequentially output from the second imaging means are set to a predetermined reference level. Compare the picture A first means for outputting a discrimination signal indicating that the elementary data is a particle component or a non-particle component; and outputting a particle detection signal when an output from the first means continuously indicates a particle component. And a second unit that outputs a signal for operating the first light source when the particle detection signal is output during a period during which the first imaging unit can capture an image. Characteristic particle image analyzer.
段からの判別信号を３絵素分保持し、該３絵素分の全て
の判別信号が前記粒子成分を示す場合には検出粒子成分
を示す判別信号を、それ以外の場合には否粒子成分を示
す判別信号を真中の絵素の判別信号として出力する縮小
回路と、 前記縮小回路に接続され、前記縮小回路からの３個の連
続する出力のうち少なくとも１つの出力が粒子成分を示
す判別信号である場合には粒子成分を示す判別信号を真
中の絵素判別信号として出力する第１の拡張回路と、 前記第１の拡張回路に接続され、前記第１の拡張回路か
らの３個の連続する出力のうち少なくとも１つの出力が
粒子成分を示す判別信号である場合には粒子成分を示す
判別信号を真中の絵素判別信号として前記粒子検出手段
に出力する第２の拡張回路と、 を備え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。2. When the discrimination signal from the first means is held for three picture elements and all the discrimination signals for the three picture elements indicate the particle component, the discrimination signal is connected to the first means. A reduction circuit that outputs a determination signal indicating a detected particle component, and a determination signal indicating otherwise no particle component as a determination signal of a middle picture element; A first extension circuit that outputs a discrimination signal indicating a particle component as a middle picture element discrimination signal when at least one output of the plurality of continuous outputs is a discrimination signal indicating a particle component; When at least one of three consecutive outputs from the first extension circuit is a discrimination signal indicating a particle component, the discrimination signal indicating a particle component is connected to an extension circuit. Output to the particle detection means as a signal. Particle image analyzer of claim 1 wherein characterized in that comprising a second expansion circuit.
像周期中に連続して前記粒子検出信号が出力された場合
に該複数回の撮像周期の最初の撮像周期中に入力した前
記粒子検出信号だけを粒子計数信号として出力する回路
とおよび該粒子計数信号を計数する計数回路とから構成
された粒子数計数回路を備えることを特徴とする請求項
第２項に記載の粒子画像分析装置。3. When the particle detection signal is output continuously during a plurality of successive imaging cycles of the second imaging means, the input is performed during the first imaging cycle of the plurality of imaging cycles. 3. The particle image analysis according to claim 2, further comprising a particle number counting circuit including a circuit that outputs only the particle detection signal as a particle counting signal, and a counting circuit that counts the particle counting signal. apparatus.
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ライン状に配置した撮像素子
を有する第２の撮像手段と、 前記第２の撮像手段から順次出力される１走査ライン分
の画像の各絵素のデータを所定の基準レベルと比較して
該絵素データが粒子成分または否粒子成分であることを
示す判別信号を出力する第１の手段と、 前記第１の手段に接続された、前記第１の手段からの判
別信号を３絵素分保持し、該３絵素分の全ての判別信号
が前記粒子成分を示す場合には検出粒子成分を示す判別
信号を、それ以外の場合には否粒子成分を含む判別信号
を真中の絵素の判別信号として出力する縮小化回路と、 前記縮小化回路に接続され、前記縮小化回路からの３個
の連続する出力のうち少なくとも１つの出力が粒子成分
を示す判別信号である場合には粒子成分を示す判別信号
を真中の絵素判別信号として出力する第１の拡張回路
と、 前記第１の拡張回路に接続され、前記第１の拡張回路か
らの３個の連続する出力のうち少なくとも１つの出力が
粒子成分を示す判別信号である場合には粒子成分を示す
判別信号を真中の絵素判別信号として出力する第２の拡
張回路と、 前記第２の拡張回路の出力に応答して隣り合う３走査ラ
イン分の各ライン毎の絵素判別信号を得る第２の手段
と、 前記第２の手段の出力から前記３走査ラインの内の真中
の走査ラインの前記絵素判別信号が最も早く前記粒子成
分を示した場合に、該粒子成分を示した時点で粒子検出
信号を発生し、前記各走査ラインの絵素発生信号が全て
否粒子成分を示した時点で前記粒子検出信号の発生を終
了させる第３の手段と、 前記粒子検出信号が前記第１の撮像手段の撮像可能期間
に出力されたときに前記第１の光源を動作させる信号を
出力する第４の手段と、 を備えたことを特徴とする粒子画像分析装置。4. A flow cell in which a flat flow path for forming a flat flow of a sample liquid containing a particle component to be detected is formed, and an apparatus for irradiating the sample liquid flowing through the flow cell with instantaneous light A first light source; a first imaging unit configured to capture a still image of the particles to be detected in the sample liquid irradiated by the first light source; and a first imaging unit configured to capture image data from the first imaging unit. A second light source that constantly irradiates the sample liquid in the flow cell, and the sample in the flow cell irradiated by the second light source. A second imaging unit having an imaging element arranged in a line for imaging a liquid; and a data of each picture element of an image for one scanning line sequentially output from the second imaging unit, at a predetermined reference level. Compared to A first means for outputting a discrimination signal indicating that the elementary data is a particle component or a non-particle component, and holding the discrimination signal from the first means connected to the first means for three picture elements In the case where all the discrimination signals for the three picture elements indicate the particle component, the discrimination signal indicating the detected particle component is used. A reducing circuit that outputs the signal as a signal; and, if at least one output of three consecutive outputs from the reducing circuit is a determination signal indicating a particle component, the particle component is output. A first extension circuit for outputting a discrimination signal shown as a middle picture element discrimination signal, and at least one output of three continuous outputs from the first extension circuit connected to the first extension circuit Is the discrimination signal indicating the particle component In this case, a second extension circuit that outputs a discrimination signal indicating a particle component as a middle picture element discrimination signal, and a picture for each of three adjacent scanning lines in response to the output of the second extension circuit. A second means for obtaining an elementary discrimination signal; and, when the picture element discrimination signal of the middle scanning line among the three scanning lines from the output of the second means indicates the particle component earliest, the particle A third means for generating a particle detection signal at the time of indicating the component, and terminating the generation of the particle detection signal at a time when all of the picture element generation signals of the scanning lines indicate the no particle component; And a fourth means for outputting a signal for operating the first light source when a signal is output during a period in which the first imaging means can capture an image.
ウンタと、該カンウンタに接続され計測されたパルス幅
ごとにその度数を記憶するヒストグラムメモリとを備え
たことを特徴とする請求項第４項に記載の粒子画像分析
装置。5. The apparatus according to claim 4, further comprising a counter for measuring a pulse width of the particle detection signal, and a histogram memory connected to the counter and storing the frequency for each pulse width measured. Item 10. The particle image analyzer according to item 9.
イズカウンタと、該パルス幅の上限値を記憶する第１の
サイズレジスタと、該パルス幅の下限値を記憶する第２
のサイズレジスタと、 該上限値を比較データとし前記サイズカウンタからのパ
ルス幅を被比較データとする第１の比較回路と、該下限
値を比較データと前記サイズカウンタからのパルス幅を
被比較データとする第２の比較回路と、 前記第１の撮像手段の撮像可能期間を示す制御信号を発
生するコントロール回路と、 前記第１および第２の比較回路からの該パルス幅が設定
範囲内であることを示す出力と前記コントロール回路の
出力とがあるとき前記第１の光源を起動させるトリガ信
号を出力する手段と、 を備えたことを特徴とする請求項第４項又は第５項に記
載の粒子画像分析装置。6. A size counter for counting a pulse width of the particle detection signal, a first size register for storing an upper limit value of the pulse width, and a second size register for storing a lower limit value of the pulse width.
A size register, a first comparison circuit that uses the upper limit value as comparison data, and a pulse width from the size counter as data to be compared, and a lower limit value as comparison data and a pulse width from the size counter as data to be compared. A second comparison circuit, a control circuit for generating a control signal indicating a period during which the first imaging means can capture an image, and the pulse width from the first and second comparison circuits is within a set range. 6. A means for outputting a trigger signal for activating the first light source when there is an output indicating the fact and an output of the control circuit. Particle image analyzer.
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項乃至第６項
のいずれかに記載の粒子画像分析装置。7. The first imaging means has a two-dimensional imaging area on the flow of the sample liquid, and the second imaging means has a linear imaging area on the flow of the sample liquid. The particle image analyzer according to any one of claims 1 to 6, wherein an imaging region of the second imaging unit is formed in an imaging region of the first imaging unit.
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項乃至
第７項のいずれかに記載の粒子画像分析装置。8. An image pickup area of said second image pickup means is said first area.
The particle image analyzer according to any one of claims 1 to 7, wherein the particle image analyzer is formed so as to cross the flow direction of the sample liquid in an imaging region of the imaging means.
前記第２の光源の照射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８項のいずれかに記載の粒子画
像分析装置。9. The illumination light of the first light source is visible light,
The particle image analyzer according to any one of claims 1 to 8, wherein the irradiation light of the second light source is non-visible light.
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及び第２の光源光を選別する光選別手段をを備
えたことを特徴とする請求項第１項乃至第９項のいずれ
かに記載の粒子画像分析装置。10. A light selecting means for selecting the first and second light sources so as to apply only visible light to the first image pickup means and to supply only invisible light to the second image pickup means. The particle image analyzer according to any one of claims 1 to 9, wherein the particle image analyzer is provided.
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10項のいずれかに記載の粒子画像分析装
置。11. The particle image analyzer according to claim 1, wherein a cylindrical lens is provided between the second light source and the flow cell.
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11項のいずれかに記載の粒子
画像分析装置。12. The particle image according to claim 1, wherein said sample solution is blood subjected to a hemolytic staining treatment, and said particles to be detected are white blood cells. Analysis equipment.
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11項のいずかに記載の粒子画
像分析装置。13. The method according to claim 1, wherein said sample solution is urine subjected to a staining treatment, and said particles to be detected are formed components in urine. The particle image analyzer according to Claim.
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2185795A JP2959814B2 (en) | 1990-07-13 | 1990-07-13 | Particle image analyzer |
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| EP91111620A EP0466168B1 (en) | 1990-07-13 | 1991-07-12 | Particle image analyzing apparatus |
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Applications Claiming Priority (1)
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|---|---|---|---|
| JP2185795A JP2959814B2 (en) | 1990-07-13 | 1990-07-13 | Particle image analyzer |
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Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
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