JP2959814B2

JP2959814B2 - 粒子画像分析装置

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Publication number: JP2959814B2
Application number: JP2185795A
Authority: JP
Inventors: 時弘小坂
Original assignee: SHISUMETSUKUSU KK
Current assignee: SHISUMETSUKUSU KK
Priority date: 1990-07-13
Filing date: 1990-07-13
Publication date: 1999-10-06
Anticipated expiration: 2014-10-06
Also published as: JPH0472545A

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。

［従来の技術］生体から採取した血液や尿等の試料中に含まれる粒子
成分を検査するとき、従来はスライドガラス上に試料を
塗抹して標本を作製し、顕微鏡で観察することにより粒
子成分の分類や計数を行っていた。しかし、この方法で
は手間がかかり、精度を欠く等の欠点があった。そこ
で、検査の省力化、高精度化を図るため、自動分析装置
が開発された。その具体例は特開昭57−500995号公報、
及び米国特許第4338024号に開示されている。この装置
は、シース液を外層とし、極めて扁平な流れにされた試
料液にストロボ光を照射し、ビデオカメラで静止画像を
撮像し、画像処理することにより試料中の有形成分の分
類・計数を行うようにしたものである。この技術を応用
した多項目自動尿分析装置はすでに商品化されている。

第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。

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。

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。

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

今、仮に、白血球含有量5000個／μの血液に上記の
前処理を施し最終的に10倍に希釈された試料、すなわ
ち、白血球を500個／μ含有する血液試料をフローセ
ルに流して分析するとする。ただし、撮像エリアを１辺
150μｍの正方形、フラットシースフローの厚みを８μ
ｍとする（撮像エリアの容積は150μｍ×150μｍ×８μ
ｍ＝1.8×10^-4μとなる。）。

ところで、第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。

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。

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

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

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

［課題を解決するための手段］本発明の粒子画像分析装置は、細胞等の粒子成分を
含む試料液を、フローセルの扁平な流路において、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。

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

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

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

制御回路は、第２の撮像手段からの信号を受け、粒子
成分の到来を検知し、トリガ信号を発する。

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。

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

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

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

［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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

［実施例］本発明の実施例を図面に基づいて説明する。

第１図は本発明の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。

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。

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。

第３図はさらにその第１の撮像領域部分の拡大図を示
す。

第３図中64は、第１の撮像手段による第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。

このように、第２の光源からの光を細長く絞ることに
より出力の小さな半導体レーザでも効率良く撮像ライン
に光を集中させることができ、受光部におけるS/N比を
向上させることができる。また、撮像ライン方向におけ
る光量変化も少なくすることができるので、後でライン
センサからの信号を２値化する際にシェーディング補正
を不要にできる可能性がある。

第１図における16,30は可視光反射、赤外光透過型の
ダイクロイックミラーであり、20はコンデンサレンズで
ある。このダイクロイックミラーの特性図（入射角45
度）の一例を第４図に示す。

さて、フローセル22を透過した赤外光は対物レンズ2
6、ダイクロイックミラー30、投影レンズ46を経てライ
ンイメージセンサ48に結像される。ラインイメージセン
サ48には第３図に示した撮像ライン66部分の像が結ばれ
る。ラインイメージセンサ48からは各絵素ごとに蓄積さ
れた光の量に応じた電圧が順次出力され制御回路50に入
力される。制御回路50にてラインイメージセンサ48から
の出力は増幅された後、スレシホールドレベルと比較さ
れ２値化され、細胞が到来したか否かの判定がなされ
る。そして、細胞が検出されればストロボトリガ信号を
出力し、ストロボ10を発光させる。

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

第７図にその様子を示している。第７図中70は白血球
細胞を示す。このラインイメージセンサ48で撮像エリア
を通過する細胞をもれなく監視するためには対象とする
細胞がラインイメージセンサ48の走査周期時間内に移動
する距離を、その細胞の大きさより小さくしておかなけ
ればならない。つまり、細胞の移動スピードをある程度
以下にしておく必要がある。

ラインイメージセンサ48のライン方向における１絵素
当りの撮像範囲を１μｍとし、白血球細胞の大きさを15
μｍとする。単純には２値化信号は連続して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。

ストロボ光源10からのストロボ光はコリメータレンズ
12、コレクタレンズ14を介し、ダイクロイックミラー16
で反射され、絞り18、コンデンサレンズ20により集光さ
れて撮像エリアに照射される。その透過光は対物レンズ
26を介し、ダイクロイックミラー30で反射され、赤外カ
ットフィルタ32を介し、投影レンズ34により集光されて
ビデオカメラ内の受光面38に結像される。撮像ライン
は、撮像エリアを横切るようにライン状に形成されてい
るので、細胞が検出されてビデオカメラで白血球を撮像
したときには、第５図に示すように撮像画面68中の白血
球細胞70の写っている位置は斜線を施した領域に限定さ
れることになる。このため、画像処理時に画面の全領域
を処理する必要がなくなるので、処理のためのソフトウ
ェアあるいはハードウェアの簡略化が図れ、処理スピー
ドの向上等の効果も発生する（従来法では細胞の写って
いる場所はランダムである。）。ビデオカメラ36からの
ビデオ信号はイメージプロセッサ52からのゲンロック信
号によって相互に同期がとられ、撮像された画像信号は
イメージプロセッサ52に送られ各種の画像処理がなされ
る。

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

第６図は制御回路50の回路図を示す。

ラインイメージセンサ（CCDイメージセンサ）48の各
絵素上に結像された光は光電変換され、その電荷はライ
ンイメージセンサ48の走査周期時間分蓄積される。各絵
素ごとに蓄積された電荷は、トランスファークロックに
同期して転送され、各電荷量に応じた電圧がラインイメ
ージセンサ48から出力される。この出力電圧は増幅器72
により増幅され、コンパレータ74によりある適当なスレ
シホールドレベルと比較され、HIGH（以下、単に「Ｈ」
と言う。）又はLOW（以下、単に「Ｌ」と言う。）に２
値化される。適当なスレシホールドベルとは、細胞像と
背景を弁別できるように決められたレベルである。

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

第６図の説明に戻る。

細胞像が結像されない部分の絵素に対してはＨとな
り、細胞像が結像された部分の絵素に対してはＬとなっ
た２値化信号は、細胞検出回路82へ送られ、細胞が検出
された場合には細胞検出信号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。

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。

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。

クリア信号は一例として次のロジックで作られる。

このロジックにおいて（b₅×b₄）は２つの連続した絵
素が背景部分の信号を出力した場合にクリア信号をアク
ティブ（Ｌ）にするためのものであり、は４つの連続した絵素がH,L,H,Lの信号を出力した場合
にクリア信号をＬにするためのものである。

単純には、白血球細胞がラインセンサの撮像ライン上
に来れば、その部分に対応する絵素からは細胞の信号が
出力される。つまり、連続した複数の絵素から細胞の信
号が出力される。よって、２値化信号が連続してＬとな
る数を計数すればよい。しかし、現実には核、顆粒、細
胞質の染色状態等により細胞に対応する絵素の出力が必
ずしもＬにならない場合もある（第７図参照）。そこ
で、目的とする細胞の種類、大きさ、染色状態等によ
り、前述のスレシホールドレベル、細胞判定ロジックを
最適化しておく必要がある。本実施例では細胞判定部に
カウンタを用いて例を示したが、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。

第６図右下に示す細胞判定部80に入力される選択信号
Ｓは、対象となる細胞が数種類考えられる場合、あるい
は、判定条件の微調整が必要な場合に、最適な判定条件
を選択するための信号である。この選択信号Ｓはイメー
ジプロセッサ52から、その内容が指示される。また、細
胞判定部80のロジックは市販のプログラマブルアレイロ
ジックIC（PAL）１個で容易に実現できる。シフトレジ
スタやカウンタ部分も合せて細胞検出回路82を１個のIC
内に納めることもできる。

次に、細胞判定部80からの細胞検出信号により、スト
ロボを発光させるためのトリガ信号をつくる。このトリ
ガ信号によりストロボが発光される。ビデオカメラとし
て奇数フィールド画面と偶数フィールド画面とから１フ
レーム画面が構成されるタイプのものを使用する場合に
は、フレーム蓄積型のビデオカメラを使用する必要があ
る。

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

フレーム蓄積型のビデオカメラを使用する場合には、
ストロボを偶数フィールド期間中に照射するようにしな
ければならない。第８図はストロボ照射のタイミングを
説明するためのチャート図である。奇数フィールド蓄
積期間K₂₁で蓄積された電荷は奇数フィールド期間T₂₁
で出力され、偶数フィールド蓄積期間K₂₂で蓄積され
た電荷は偶数フィールド期間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。

しかし、奇数フィールド期間T₁₁とT₂₁でストロボを照
射すると、フレーム画面の奇数フィールド画面は、奇
数フィールド期間T₁₁に照射されて得られる画面とな
り、フレーム画面の偶数フィールド画面は、奇数フィ
ールド期間T₂₁に照射されて得られる画面となり、正
しいフレーム画面が構成できない。

また、偶数フィールド期間T₁₂と奇数フィールド
期間T₂₁でストロボを照射すると、フレーム画面の偶
数フィールド画面は２重露出された画面となってしま
う。

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

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

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。

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。

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

次に、本発明を実施したときの有用性を説明する。

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

ｆ_β（ｔ）＝βｅ^−βｔ ………（１）ただし、ｔは粒子間隔である。βは各種条件によって
決まる定数である。

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

粒子間隔がt_i以上である確率をＦ（t_i）とすると、で表わされる。

上式より、１フィールド周期内に撮像エリアを粒子
（細胞）が通過する確率が求められる。

ここで、粒子の平均間隔をフィールド周期で割った値
をt_cとすると、（イ） t_c＝３、すなわち、粒子の平均間隔が１フィー
ルド周期1/60秒の1/3のとき、近似的な演算により撮像
確率は98.7％となり、（ロ） t_c＝２、すなわち、粒子の平均間隔が１フィー
ルド周期の1/2のとき、撮像確率は95％となり、（ハ） t_c＝１、すなわち、粒子の平均間隔が１フィー
ルド周期と同じとき、撮像確率は77％となる。

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

試料……5000個／μの白血球を含有する血液測定用試料…上記血液試料に溶血、染色処理を施し10
倍希釈された試料（500個／μの白血球を含有する）撮像エリア…150μｍ×150μｍ×８μｍ＝1.8×10^-4
μ ラインセンサ走査周期…33μsec フラットシース流速…10μm/33μsec＝5mm/フィール
ド、ただし１フィールドは1/60秒ラインセンサの走査周期は、ラインセンサの応答性能
や必要な光蓄積時間等から決められるが、なるべく短か
くなるようにする。一方、フラットシースフローの流
速、すなわち、粒子の移動速度はラインセンサの走査周
期期間に粒子の大きさ以上に移動しない程度にしておく
必要がある。これは、移動量が大きすぎると、ラインセ
ンサで細胞が明確に検出できなくなるからである。

さて、上記条件から、偶数フィールド期間中（1/60
秒）に撮像エリアを通過するサンプル液量は、 150μｍ×８μｍ×5mm＝６×10^-3μ である。これにより偶数フィールド期間中に撮像エリア
を通過する白血球細胞数は平均して 500個／μ×６×10^-3μ＝３個となる。

したがって、隣り合う粒子の間隔の平均値はフィール
ド期間の1/3となり、t_c＝３となる。すなわち、撮像確
率は98.7％となる。この値は、従来の、単に一定周期で
撮像する方法における撮像確率９％と比べると大幅な改
善となる。計測時間を45秒とすると、約1350個の白血球
細胞像が撮像されることになる。

本発明のさらなる長所は、撮像エリア（容積）を小さ
くしても、高い撮像確率が維持できることである。例え
ば前記の例で、撮像エリアを100μｍ×100μｍ×４μｍ
＝４×10^-5μと1/4.5にした場合であっても、偶数フ
ィールド期間中（1/60秒）に、撮像エリアを通過するサ
ンプル液の容積は、 100μｍ×４μｍ×5mm＝２×10^-3μ で、偶数フィールド期間中に、撮像エリアを通過する白
血球の平均数は、 500個／μ×２×10^-3μ＝１個／フィールドとなり、t_c＝１となる。このため、撮像確率は約77％と
なる。従来法では撮像確率は元の1/4.5の２％と大きく
落ち込んでしまう。

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

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

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

尿中には大きさの著しく異なる粒子成分が含まれてい
る。このため、効率良く、精度良くこの尿試料を分析し
ようとすれば測定中に倍率を切り換えて撮像することが
必要となる。詳しくは本出願人による、特願平１−2431
07号を参照されたい。

ここでは、高倍率モードに対してのみ適用する場合を
説明する。

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

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

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

補修処理とは信号の縮小化及び拡張化である。

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。

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。

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）。

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）。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

これを第11図，第13図および第14図に基づいて説明す
る。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

［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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明の第一実施例の要部ブロック構成図。第２図は、第１図において撮像側から見た試料液流部分
の拡大図。第３図は、第１の撮像領域部分の拡大図。第４図は、ダイクロイックミラーの特性の一例を示す
図。第５図は、ビデオカメラでの撮像画面を示す図。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

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】被検出粒子成分を含む試料液を偏平な流れ
にするための偏平な流路が形成されたフローセルと、前記フローセル中を流れる前記試料液に瞬間的な光を照
射するための第１の光源と、前記第１の光源により照射された前記試料液中の前記被
検出粒子の静止画像を撮像するための第１の撮像手段
と、前記第１の撮像手段からの撮像データに基づいて分析処
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。
【請求項２】前記第１の手段に接続され、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。
【請求項３】前記第２の撮像手段の連続する複数回の撮
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。
【請求項４】被検出粒子成分を含む試料液を偏平な流れ
にするための偏平な流路が形成されたフローセルと、前記フローセル中を流れる前記試料液に瞬間的な光を照
射するための第１の光源と、前記第１の光源により照射された前記試料液中の前記被
検出粒子の静止画像を撮像するための第１の撮像手段
と、前記第１の撮像手段からの撮像データに基づいて分析処
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。
【請求項５】前記粒子検出信号のパルス幅を計測するカ
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。
【請求項６】前記粒子検出信号のパルス幅を計数するサ
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。
【請求項７】前記第１の撮像手段が前記試料液の流れ上
に２次元の撮像領域を有し、前記第２の撮像手段が前記
試料液の流れ上にライン状の撮像領域を有し、該第２の
撮像手段の撮像領域が前記第１の撮像手段の撮像領域内
に形成されたことを特徴とする請求項第１項乃至第６項
のいずれかに記載の粒子画像分析装置。
【請求項８】前記第２の撮像手段の撮像領域が前記第１
の撮像手段の撮像領域内で前記試料液の流れ方向を横切
るように形成されたことを特徴とする請求項第１項乃至
第７項のいずれかに記載の粒子画像分析装置。
【請求項９】前記第１の光源の照射光は可視光であり、
前記第２の光源の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。
【請求項１０】前記第１の撮像手段に可視光のみを与
え、前記第２の撮像手段に否可視光のみを与えるように
前記第１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。
【請求項１１】第２の光源と前記フローセルとの間にシ
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。
【請求項１２】前記試料液が溶血染色処理を施した血液
であり、前記被検出粒子が白血球細胞であることを特徴
とする請求項第１項乃至第11項のいずれかに記載の粒子
画像分析装置。
【請求項１３】前記試料液が染色処理を施した尿であ
り、前記被検出粒子が尿中の有形成分であることを特徴
とする請求項第１項乃至第11項のいずかに記載の粒子画
像分析装置。