JPS63100351A - 粒子計数装置 - Google Patents
粒子計数装置Info
- Publication number
- JPS63100351A JPS63100351A JP61245265A JP24526586A JPS63100351A JP S63100351 A JPS63100351 A JP S63100351A JP 61245265 A JP61245265 A JP 61245265A JP 24526586 A JP24526586 A JP 24526586A JP S63100351 A JPS63100351 A JP S63100351A
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- Japan
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- pulse
- light
- light source
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、粒子計数装置に係り、特に、直径の異なる多
数の粒子を含むサンプルの多種類の粒子の同時計数およ
び直径の小さい粒子を高感度で計数するのに好適な粒子
計数装置に関するものである。
数の粒子を含むサンプルの多種類の粒子の同時計数およ
び直径の小さい粒子を高感度で計数するのに好適な粒子
計数装置に関するものである。
従来の粒子計数装置は、第７図に示すように、光源１．
スリット２．サンプル注入流路３．セル４、遮蔽板５．
ホトフル６．増幅器７．波高弁別器８，１３，１４．カ
ウンター１２，１５．１６より構成されている。直径の
異なる粒子を含んだサンプルは生理食塩水で一定倍率に
希釈された後、サンプル注入流路３を経由して、セル４
を第８図に示しであるように粒子が一個ずつ順番に一定
速度で通過する。光源１からの特定波長の光はセル４に
垂直に入射してセル４内の粒子に当って散乱される。散
乱された光は、ホトマル６に入り検知される。粒子に当
らずに直進した光は、遮蔽板５でさえぎられる。ホトマ
ル６に入射した光は、電気信号に変換され、さらに、増
幅器７でその電気信号はパルスに変換され、パルスの高
さは電気信号の大きさに比例する。最終的にパルスの高
さと粒子の直径には相関関係があり、パルスの高さによ
って区切り、一定時間当りのパルス数を計数すれば、サ
ンプル中の直径毎の粒子数を算出できる。
スリット２．サンプル注入流路３．セル４、遮蔽板５．
ホトフル６．増幅器７．波高弁別器８，１３，１４．カ
ウンター１２，１５．１６より構成されている。直径の
異なる粒子を含んだサンプルは生理食塩水で一定倍率に
希釈された後、サンプル注入流路３を経由して、セル４
を第８図に示しであるように粒子が一個ずつ順番に一定
速度で通過する。光源１からの特定波長の光はセル４に
垂直に入射してセル４内の粒子に当って散乱される。散
乱された光は、ホトマル６に入り検知される。粒子に当
らずに直進した光は、遮蔽板５でさえぎられる。ホトマ
ル６に入射した光は、電気信号に変換され、さらに、増
幅器７でその電気信号はパルスに変換され、パルスの高
さは電気信号の大きさに比例する。最終的にパルスの高
さと粒子の直径には相関関係があり、パルスの高さによ
って区切り、一定時間当りのパルス数を計数すれば、サ
ンプル中の直径毎の粒子数を算出できる。
パルスは波高弁別器８，１３．１４に入力し、一定範囲
の高さを持つパルスのみが波高弁別器８゜１３．１４を
通過し、カウンター１２，１５゜１６でそれぞれ粒子数
が計数される。血球カウンターの場合、サンプルは血液
で、波高弁別器８゜１３．１４はそれぞれ血小板、赤血
球、白血球用であり、波高弁別器８，１３．１４は各々
の直径に合わせてパルスが通過できる高さに設定しであ
る。白血球、赤血球、血小板の個数は、カウンター１２
，１５．１６でそれぞれ波高弁別器８゜１３．１４を通
過したパルス数を計数することにより算出される。
の高さを持つパルスのみが波高弁別器８゜１３．１４を
通過し、カウンター１２，１５゜１６でそれぞれ粒子数
が計数される。血球カウンターの場合、サンプルは血液
で、波高弁別器８゜１３．１４はそれぞれ血小板、赤血
球、白血球用であり、波高弁別器８，１３．１４は各々
の直径に合わせてパルスが通過できる高さに設定しであ
る。白血球、赤血球、血小板の個数は、カウンター１２
，１５．１６でそれぞれ波高弁別器８゜１３．１４を通
過したパルス数を計数することにより算出される。
白血球（直径１０〜２０μｍ２個数７０００個／ＩＩＥ
ＩＩ３）赤血球（直径６〜１０μｍ２個数５００万個／
ｍｎ５）、血小板（直径２−４μｍ、個数２０万個／ｍ
＋＋’）とは直径２個数とも大幅な違いがある。
ＩＩ３）赤血球（直径６〜１０μｍ２個数５００万個／
ｍｎ５）、血小板（直径２−４μｍ、個数２０万個／ｍ
＋＋’）とは直径２個数とも大幅な違いがある。
血球カウンターで測定する場合、赤血球の粒径は一定で
、かつ、個数も多く、測定は容易である。
、かつ、個数も多く、測定は容易である。
白血球は個数は少ないが、粒径が大きいので測定は容易
である。しかし、血小板の場合は、直径が白血球、赤血
球に比較して小さいため、散乱光が小さく、増幅器７よ
り出力されるパルスの高さも小さくなり、ノイズの影響
を受けやすくなる。がっ、共存している赤血球、白血球
の通過に伴うノイズが発生し、血小板の正確な計数が困
難であった。なお１、公知例としては特開昭６０−２０
９１４７号公報がある。
である。しかし、血小板の場合は、直径が白血球、赤血
球に比較して小さいため、散乱光が小さく、増幅器７よ
り出力されるパルスの高さも小さくなり、ノイズの影響
を受けやすくなる。がっ、共存している赤血球、白血球
の通過に伴うノイズが発生し、血小板の正確な計数が困
難であった。なお１、公知例としては特開昭６０−２０
９１４７号公報がある。
上記従来技術の粒子計数装置では、２種類の異なる粒子
を含むサンプルで直径の大きい粒子と小さい粒子とを同
時に計数することは困難であった。
を含むサンプルで直径の大きい粒子と小さい粒子とを同
時に計数することは困難であった。
特に、粒子計数装置の中の血球カウンターでは、 −サ
ンプルの血液が白血球、赤血球、血小板の３種類であり
、粒子の個数と直径とに大きな差がある。
ンプルの血液が白血球、赤血球、血小板の３種類であり
、粒子の個数と直径とに大きな差がある。
血球カウンターでは、血液を生理食塩水で一定倍率に希
釈した後、セル中を一定の流速で通過させ、セルには光
源より一定波長の光を入射させ、その散乱光をホトマル
で検知し、増幅器等を経由した後に単位体積当りの個数
に換算するが、この機構では、赤血球、白血球を計数す
ることは直径が血小板より大きいため簡単であるが、血
小板は散乱光の強度が約１７２０と極めて小さく、また
、電気系、光学系より発生するノズルもあり、散乱光の
強度が小さい場合は、シグナルとノイズとを区別するこ
とが困難となり、正確な血小板の計数が回連となる。
釈した後、セル中を一定の流速で通過させ、セルには光
源より一定波長の光を入射させ、その散乱光をホトマル
で検知し、増幅器等を経由した後に単位体積当りの個数
に換算するが、この機構では、赤血球、白血球を計数す
ることは直径が血小板より大きいため簡単であるが、血
小板は散乱光の強度が約１７２０と極めて小さく、また
、電気系、光学系より発生するノズルもあり、散乱光の
強度が小さい場合は、シグナルとノイズとを区別するこ
とが困難となり、正確な血小板の計数が回連となる。
本発明の目的は、直径が異なる多数の粒子を含むサンプ
ルにおいても、直径の大きい粒子はもちろん、他の粒子
等の影響で正確な計数が困難な小さい粒子でも直径毎に
粒子の個数を正確に計数することができる粒子計数装置
を提供することにある。
ルにおいても、直径の大きい粒子はもちろん、他の粒子
等の影響で正確な計数が困難な小さい粒子でも直径毎に
粒子の個数を正確に計数することができる粒子計数装置
を提供することにある。
上記目的は、光源、スリット、遮蔽板、ホトマル、増幅
器および波高弁別器からなるものをＡ。
器および波高弁別器からなるものをＡ。
Ｂ２系列設け、Ａ系列の光学系の光はセルのサンプル注
入流路に近い側に入射し、Ｂ系列の光学系の光はセルの
サンプル注入流路より遠い側に入射するように構成し、
上記Ａ系列のボトマルからの電気信号を増幅器を経て、
波高弁別器で波高弁別した信号と上記Ｂ系列のホトマル
からの電気信号を増幅器を経て波高弁別器で波高弁別し
た信号とを入力して各信号の時間的ずれを信号の高さに
変換する時間波高変換器と、この時間波高変換器の一出
力の高さを解析するマルチチャンネルアナライザとを具
備する構成として達成するようにした。
入流路に近い側に入射し、Ｂ系列の光学系の光はセルの
サンプル注入流路より遠い側に入射するように構成し、
上記Ａ系列のボトマルからの電気信号を増幅器を経て、
波高弁別器で波高弁別した信号と上記Ｂ系列のホトマル
からの電気信号を増幅器を経て波高弁別器で波高弁別し
た信号とを入力して各信号の時間的ずれを信号の高さに
変換する時間波高変換器と、この時間波高変換器の一出
力の高さを解析するマルチチャンネルアナライザとを具
備する構成として達成するようにした。
〔作用〕
Ａ系列のホトマルで粒子を検出してから所定時間後にＢ
系列のホトマルで粒子を検出するので、それぞれ検出し
たシグナルをパルスに変換してスタートパルスとストッ
プパルスとして時間波高変換器に入力し、出力としてス
タートパルスとストツブパルスの時間差に比例した高さ
のパルスを出力し、時間波高変換器からの出力はマルチ
チャンネルアナライザで、パルスの高さく時間差）を横
軸に、パルスの個数を縦軸にとってパルスの高さを解析
するようにしたので、ホトマルで検知したものがノイズ
の場合、ランダムな時間差で分布するが、粒子の散乱光
のシグナルは一定時間ずれたところにピークが現れるの
で、これによりノイズの影響が除去されて血小板の高精
度の測定が可能になる。
系列のホトマルで粒子を検出するので、それぞれ検出し
たシグナルをパルスに変換してスタートパルスとストッ
プパルスとして時間波高変換器に入力し、出力としてス
タートパルスとストツブパルスの時間差に比例した高さ
のパルスを出力し、時間波高変換器からの出力はマルチ
チャンネルアナライザで、パルスの高さく時間差）を横
軸に、パルスの個数を縦軸にとってパルスの高さを解析
するようにしたので、ホトマルで検知したものがノイズ
の場合、ランダムな時間差で分布するが、粒子の散乱光
のシグナルは一定時間ずれたところにピークが現れるの
で、これによりノイズの影響が除去されて血小板の高精
度の測定が可能になる。
以下、本発明を第１図、第２図に示した実施例および第
３図〜第６図を用いて詳細に説明する。 ｌ第１図は
本発明の粒子計数装置の一実施例を示す概略図である。
３図〜第６図を用いて詳細に説明する。 ｌ第１図は
本発明の粒子計数装置の一実施例を示す概略図である。
第１図において、１，１′は光源、２，２′はスリット
、３はサンプル注入流路、４はセル、５，５′は遮蔽板
、６，６′はホトマル、７，７′は増幅器、８，９，１
３．１４は波高弁別器で、光源１．スリット２．遮蔽板
５．ホマトル６．増幅器７．波高弁別器８，１３．１４
はＡ系列のものを示し、光源１′、スリット２′。
、３はサンプル注入流路、４はセル、５，５′は遮蔽板
、６，６′はホトマル、７，７′は増幅器、８，９，１
３．１４は波高弁別器で、光源１．スリット２．遮蔽板
５．ホマトル６．増幅器７．波高弁別器８，１３．１４
はＡ系列のものを示し、光源１′、スリット２′。
遮蔽板５′、ホトフル６′、増幅器７′、波高弁別器９
はＢ系列のものを示し、これらは２系列あり、Ａ系列の
光源１からの光はセル４のサンプル注入流路３に近い部
分を通り、Ｂ系列の光源１′からの光はセル４のサンプ
ル注入流路３より離れた部分を通るようにしである。セ
ル４はガラス製で細長く、断面は正方形になっており、
サンプルとなる血液はセル４の下部のサンプル注入流路
３より流れ込んで、上部へ向けて一定の流速で流れてい
る。Ａ系列の光源１からの光は、スリット２を経てセル
４に垂直に入射し、セル４に入射した光は、血液中の白
血球、赤血球、血小板で散乱され示トマル６で検出され
る。散乱されなかった光はそのまま直進し、遮蔽板５で
さえぎられる。Ｂ系列のものも同様で、光源１′からの
光はスリット２′を経てセル４の異なる位置に垂直に入
射し、血液中の白血球、赤血球、血小板で散乱されてホ
トマル６′で検出され、散乱されなかった光はそのまま
直進し、遮蔽板５′でさえぎられる。ホトマル６，６′
に入射した散乱光は、それぞれ第２図に示すように電気
信号１７．１７’に変換され、さらに、それぞれ増幅器
７，７′でパルスに変換される。そして変換されたパル
スの高さは電気信号１７．１７’の大きさに比例する。
はＢ系列のものを示し、これらは２系列あり、Ａ系列の
光源１からの光はセル４のサンプル注入流路３に近い部
分を通り、Ｂ系列の光源１′からの光はセル４のサンプ
ル注入流路３より離れた部分を通るようにしである。セ
ル４はガラス製で細長く、断面は正方形になっており、
サンプルとなる血液はセル４の下部のサンプル注入流路
３より流れ込んで、上部へ向けて一定の流速で流れてい
る。Ａ系列の光源１からの光は、スリット２を経てセル
４に垂直に入射し、セル４に入射した光は、血液中の白
血球、赤血球、血小板で散乱され示トマル６で検出され
る。散乱されなかった光はそのまま直進し、遮蔽板５で
さえぎられる。Ｂ系列のものも同様で、光源１′からの
光はスリット２′を経てセル４の異なる位置に垂直に入
射し、血液中の白血球、赤血球、血小板で散乱されてホ
トマル６′で検出され、散乱されなかった光はそのまま
直進し、遮蔽板５′でさえぎられる。ホトマル６，６′
に入射した散乱光は、それぞれ第２図に示すように電気
信号１７．１７’に変換され、さらに、それぞれ増幅器
７，７′でパルスに変換される。そして変換されたパル
スの高さは電気信号１７．１７’の大きさに比例する。
ところで、ホトマル６からの電気信号１７は第３図に１
示すような波形をしており、増幅器７に入力されるが、
増幅器７では一定のレベル１８以下（本実施例では０．
１ ｖ以下）の電気信号は、ノイズとしてカットされる
。そして、増幅器７に電気信号１７が入力し、一定の検
知レベル１８を超えたときから一定時間Δｔｃ （本
実施例では’ １００ｎｓｅｃ）経過後の電気信号１７
の電圧を高さとするパルス１９に変換される。ホトマル
６′からの電気信号１７′についても同様である。
示すような波形をしており、増幅器７に入力されるが、
増幅器７では一定のレベル１８以下（本実施例では０．
１ ｖ以下）の電気信号は、ノイズとしてカットされる
。そして、増幅器７に電気信号１７が入力し、一定の検
知レベル１８を超えたときから一定時間Δｔｃ （本
実施例では’ １００ｎｓｅｃ）経過後の電気信号１７
の電圧を高さとするパルス１９に変換される。ホトマル
６′からの電気信号１７′についても同様である。
次に、ホトマル６からの電気信号は波高弁別器８．１３
．１４に入力し、波高弁別器８は白血球用で６．０〜９
．Ｏｖ、波高弁別器１３は赤血球用で４．０〜５．ＯＶ
、波高弁別器１４は血小板用で０．２〜０．５ Ｖに
設定してあり、これらの範囲の大きさを持つパルスのみ
がそれぞれの波高弁別器８，１３．１４を通過する。波
高弁別器１３．１４を通過したパルスはそれぞれカウン
ター１５．１６で計数され、赤血球、白血球の個数を測
定される。
．１４に入力し、波高弁別器８は白血球用で６．０〜９
．Ｏｖ、波高弁別器１３は赤血球用で４．０〜５．ＯＶ
、波高弁別器１４は血小板用で０．２〜０．５ Ｖに
設定してあり、これらの範囲の大きさを持つパルスのみ
がそれぞれの波高弁別器８，１３．１４を通過する。波
高弁別器１３．１４を通過したパルスはそれぞれカウン
ター１５．１６で計数され、赤血球、白血球の個数を測
定される。
ホトマル６′に入射した散乱光は電気信号に変換されて
から、増幅器７′で電気信号１７′がパルスに変換され
、変換されたパルスの高さは電気信号１７′の大きさに
比例し、このパルスは波高弁別器９に入力する。波高弁
別器９は血小板用で１０．２〜０．５ Ｖに設定してあ
り、この範囲の大きさを持つパルスのみが波高弁別器９
を通過する。
から、増幅器７′で電気信号１７′がパルスに変換され
、変換されたパルスの高さは電気信号１７′の大きさに
比例し、このパルスは波高弁別器９に入力する。波高弁
別器９は血小板用で１０．２〜０．５ Ｖに設定してあ
り、この範囲の大きさを持つパルスのみが波高弁別器９
を通過する。
血小板測定用の波高弁別器８，９を通過したパルスは、
時間波高変換器１０に入力し、時間波高変換器１０では
、ホトマル６を経由したシグナルをスタート信号、ホト
マル６′を経由したシグナルをストップ信号として取り
扱い、スタートとストップとの時間差をパルス信号とし
て出力する。このパルス信号は、マルチチャンネルアナ
ライザー１１（ＭＣＡと略す）に入力する。ＭＣＡｌ１
では、横軸にスタートパルス２０とストップパルス２１
の時間差をとり、パルスの個数を縦軸にとっている。ホ
トマル６′で粒子を検出するとき、すでにホトマル６よ
りもΔを秒時量的なずれが生じているので、ピークはΔ
を秒だけずれたところにあられれる。このピークの総パ
ルス数を計数して血小板の個数とする。
時間波高変換器１０に入力し、時間波高変換器１０では
、ホトマル６を経由したシグナルをスタート信号、ホト
マル６′を経由したシグナルをストップ信号として取り
扱い、スタートとストップとの時間差をパルス信号とし
て出力する。このパルス信号は、マルチチャンネルアナ
ライザー１１（ＭＣＡと略す）に入力する。ＭＣＡｌ１
では、横軸にスタートパルス２０とストップパルス２１
の時間差をとり、パルスの個数を縦軸にとっている。ホ
トマル６′で粒子を検出するとき、すでにホトマル６よ
りもΔを秒時量的なずれが生じているので、ピークはΔ
を秒だけずれたところにあられれる。このピークの総パ
ルス数を計数して血小板の個数とする。
これにより、血小板の計数で問題となるランダムなノイ
ズを防止することができる。
ズを防止することができる。
上記した本発明の実施例によれば、白血球、赤血球、血
小板と直径の異なる粒子を含むサンプルで、白血球、赤
血球とともに、直径が他の血球より小さい血小板も高精
度で測定できる。第１表（次頁）は健康な人間の血液を
サンプルとして測定した場合の再現性を示す結果である
。
小板と直径の異なる粒子を含むサンプルで、白血球、赤
血球とともに、直径が他の血球より小さい血小板も高精
度で測定できる。第１表（次頁）は健康な人間の血液を
サンプルとして測定した場合の再現性を示す結果である
。
以上説明したように、本発明によれば、白血球。
赤血球、血小板と直径の異なる粒子を含むサンプルで、
白血球、赤血球とともに直径が他の血球より小さい血小
板も高精度で測定できるという効果がある。
白血球、赤血球とともに直径が他の血球より小さい血小
板も高精度で測定できるという効果がある。
第１図は本発明の粒子計数装置の一実施例を示す概略図
、第２図は第１図の電気回路とパルス波形概略図、第３
図は第２図のホトマルの電気出力と増幅器のパルス信号
の波形図、第４図は第２図の波高弁別器８と９とのパル
ス出力とのタイムチャート、第５図は第２図の時間波形
変換器出力パルスの波形図、第６図は第２図のＭＣＡ出
力を示す図、第７図は従来の粒子計数装置の概略図であ
る。 １．１′・・・光源、２，２′・・・スリット、３・・
・サンプル注入流路、４・・・セル、５，５′・・・遮
蔽板、６゜６′・・・ホトマル、７，７′・・・増幅器
、８，９゜１３．１４・・・波高弁別器、１０・・・時
間波高変換器、１１・・・ＭＣＡ、１２，１５，１６・
・・カウンター。
、第２図は第１図の電気回路とパルス波形概略図、第３
図は第２図のホトマルの電気出力と増幅器のパルス信号
の波形図、第４図は第２図の波高弁別器８と９とのパル
ス出力とのタイムチャート、第５図は第２図の時間波形
変換器出力パルスの波形図、第６図は第２図のＭＣＡ出
力を示す図、第７図は従来の粒子計数装置の概略図であ
る。 １．１′・・・光源、２，２′・・・スリット、３・・
・サンプル注入流路、４・・・セル、５，５′・・・遮
蔽板、６゜６′・・・ホトマル、７，７′・・・増幅器
、８，９゜１３．１４・・・波高弁別器、１０・・・時
間波高変換器、１１・・・ＭＣＡ、１２，１５，１６・
・・カウンター。
Claims (1)
- １、光源、スリツト、セル、遮蔽板、ホトマルが一直線
上に設置され、増幅器、波高弁別器、カウンタを備えた
粒子計数装置において、前記光源、スリツト、遮蔽板、
ホトマル、増幅器および波高弁別器からなる系列がＡ系
列とＢ系列とよりなり、前記Ａ系列の光源からの光が前
記セルのサンプル注入流路に近い側に入射し、前記Ｂ系
列の光源からの光が前記セルのサンプル注入流路より遠
い側に入射するように構成し、前記Ａ系列のホトマルか
らの電気信号を増幅器を経て、波高弁別器で波高弁別し
た信号と前記Ｂ系列のホトマルからの電気信号を、増幅
器を経て波高弁別器で波高弁別した信号とを入力して、
各信号の時間的ずれを信号の高さに変換する時間波高変
換器と、該時間波高変換器の出力の高さを解析するマル
チチヤンネルアナライザとを具備することを特徴とする
粒子計数装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61245265A JPS63100351A (ja) | 1986-10-17 | 1986-10-17 | 粒子計数装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61245265A JPS63100351A (ja) | 1986-10-17 | 1986-10-17 | 粒子計数装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63100351A true JPS63100351A (ja) | 1988-05-02 |
Family
ID=17131107
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61245265A Pending JPS63100351A (ja) | 1986-10-17 | 1986-10-17 | 粒子計数装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS63100351A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5531471A (en) * | 1991-06-26 | 1996-07-02 | Nissan Motor Co., Ltd. | Air bag and lid arrangement for vehicle |
| JP2008539446A (ja) * | 2005-04-29 | 2008-11-13 | ハネウェル・インターナショナル・インコーポレーテッド | サイトメータ細胞計数及びサイズ測定システム |
-
1986
- 1986-10-17 JP JP61245265A patent/JPS63100351A/ja active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5531471A (en) * | 1991-06-26 | 1996-07-02 | Nissan Motor Co., Ltd. | Air bag and lid arrangement for vehicle |
| JP2008539446A (ja) * | 2005-04-29 | 2008-11-13 | ハネウェル・インターナショナル・インコーポレーテッド | サイトメータ細胞計数及びサイズ測定システム |
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