试样分析仪和试样分析方法

专利名称：试样分析仪和试样分析方法
技术领域：
本发明涉及一种分析尿液和血液等试样的试样分析仪和试样分析方法。
背景技术：
历来人们都知道有一种带摄像功能的流式细胞仪。比如，日本公开专利H10-73528上公开了一种带摄像功能的流式细胞仪，它具有使含粒子的试样变成试样流的鞘流室、用近红外光照射上述试样流的近红外光源、拍摄近红外光照射的试样流中所含粒子的成像器件以及对所摄粒子像进行图像处理的图像处理装置。 日本公开专利H10-73528上记述的流式细胞仪采用近红外光源作为照明试样流的光源，从此近红外光源射出的近红外光对粒子的穿透性高，可清晰地拍摄粒子内部状态。因此，适合摄取试样所含细胞的核部分等。 但另一方面，用近红外光背景像与粒子像的对比度不明显，粒子的轮廓模糊。

发明内容
本发明的范围只由后附权利要求书所规定，在任何程度上都不受这一节发明内容的陈述所限。 鉴于上述课题，本发明人想到采用近紫外光作为光源的照明光，从而完成了本项发明。将光源的照射光改为近紫外光可以提高当该照射光照射粒子时的散射效率。即，近紫外光对粒子的穿透性低，光不透过存在粒子的部分，变暗，粒子周围的背景部分则明亮。因此，粒子像和背景像的对比度明显，可以获得粒子轮廓鲜明的粒子图像。 因此，本发明提供了一种试样分析仪，包括形成试样流的流动室；对所述流动室中的所述试样流照射近紫外光的第一光源；及拍摄被所述第一光源照射近紫外光的所述试样流中所含粒子的成像器件。所述试样分析仪，还包括控制所述光源脉冲式发光的驱动电路。所述试样分析仪，还包括对所述流动室中的所述试样流所含的粒子进行检测的检测器；及当所述述粒子检测器检出所述粒子时，控制所述成像器件拍摄所检粒子的摄像控制器。所述粒子检测器包括第二光源，用于向所述流动室中的所述试样流照射比所述第一光源照射的近紫外光的波长长的光；及受光部件，用于接受由所述第二光源照射光励起的所述粒子所发出的荧光。所述第一光源、第二光源及所述粒子检测器不能凭所述第一光源发出的近紫外光励起的所述粒子发出的荧光检出所述粒子。所述试样分析仪，还包括显示器；及显示控制器，控制所述显示器显示通过所述成像器件拍摄所述粒子所获得的图像。当所述成像器件拍摄了所述粒子时，所述显示控制器让所述显示器显示通过拍摄所述粒子所得的图像。所述试样分析仪，还包括选光部件，配置在所述流动室和所述成像器件之间，能分选出近紫外光并使所述近紫外光透过。所述试样分析仪，还包括配置在所述第一光源和所述流动室之间的照明透镜组件；及配置在所述流动室和所述成像器件之间的成像透镜组件，其中，所述照明透镜组件的开口数设定得小于所述成像透镜组件的开口数。所述试样分析仪，还包括用尿液制备试样并供给所述流动室的制样器，其中所述成像器件将尿中有形
4成份作为所述粒子进行拍摄。当所述粒子检测器检出变形红细胞时，所述摄像控制器控制所述成像器件拍摄所述变形红细胞。所述第一光源发出峰值波长在200-400nm之间的光，以此作为所述近紫外光。所述试样分析仪，还包括分析装置，对摄取的图像进行分析，取得试样中所含粒子的分析结果。 本发明还提供一种试样分析方法，包括向流动室供应试样，形成试样流；对试样流照射近紫外光；及拍摄被所述近紫外光照射的所述试样流中的粒子。所述照射是通过脉冲式发光照射光。所述方法，还包括检测出所述试样流中所含粒子；其中，所述摄像是当检出所述粒子时，通过对检出的所述粒子进行拍摄来实施的。所述粒子检测是向所述流动室中的所述试样流照射波长比所述近紫外光长的光束，接受由此励起的所述粒子所发出的荧光。所述方法，还包括显示所摄粒子图像。所述方法，还包括所述粒子的检测包括检出变形红细胞；所述粒子的拍摄包括拍摄检出的所述变形红细胞。所述方法，还包括分析摄取的图像，获取所述试样中所含粒子的分析结果。


图1为本发明实施方式所涉及的尿中有形成份分析仪(试样分析仪)的斜视图。 图2为尿中有形成份分析仪的整体结构框图。 图3为制样器的结构略图。 图4为光学检测器及成像系统的结构示意图。 图5为系统控制装置的框图。 图6为粒子图像成像过程的流程图。 图7A-7B为用近紫外光(波长385nm)光源摄取的红细胞的图像。 图7C-7D为用近红外光(波长870nm)光源摄取的红细胞的图像。
具体实施例方式
下面，参照附图详细说明本项发明的试样分析仪。 图1为本发明实施方式所涉及的试样分析仪的斜视图，图2为试样分析仪的整体结构框图。在本实施方式中，作为试样分析仪10，以尿中有形成份分析仪为例进行说明。
[试样分析仪的整体结构] 如图1所示，尿中有形成份分析仪(以下简称为分析仪)IO有运送装置11、进行试样的测定等的测定装置12和与此测定装置12连接并进行测定结果的分析等的系统控制装置13，从运送装置11运送的试管架31上的试管32吸移作为试样的尿液，从此尿液中检出并分析有形成份和细菌等粒子信息。 如图2所示，分析仪10的测定装置12含有从装在试管32(图1)中的尿液制备试样的制样器14 ;检测试样中有形成份和细菌等、并向模拟信号处理电路16输入与所检粒子特征相应的电信号的光学检测器15 ;对光学检测器15输出的信号进行放大和滤波等处理的模拟信号处理电路16 ;将模拟信号处理电路16的输出转换为数字信号的A/D转换器17 ;对数字信号进行一定波形处理的数字信号处理电路18 ;连接数字信号处理电路18的微机20 ;接在微机20上的网卡21。构成系统控制装置13的电脑(PC) 13通过此网卡21与测定装置12网络连接，通过电脑13对测定装置12测得的数据进行分析。模拟信号处理电路16、A/D转换器17和数字信号处理电路18构成对光学检测器15输出的电信号进行处理的信号处理单元22。 测定装置12还有连接数字信号处理电路18的成像控制系统23和在此成像控制系统23控制下从试样拍摄粒子(有形成份)的成像系统24。成像控制系统23作为有CPU和RAM、 ROM等存储器的上述微机20的一个功能部分。
[制样器的简要结构] 图3为制样器14和光学检测器15的结构略图。用吸移管26通过无图示的注射器吸移被装入试管32中的尿液(标本)，并分装到制样器14。本实施方式的制样器14由第一制样器14u和第二制样器14b组成，第一制样器14u和第二制样器14b分别被分配给尿液的已定量的等分试样。 第一制样器14u的尿等分试样混入稀释液27u和染色液(染色剂)28u，，由该染色液28u中所含色素进行染色。此染色试样作为分析红细胞、白细胞、上皮细胞、管型等较大的尿中有形成份的悬浊液。 另一方面，第二制样器14b的尿等分试样混入稀释液27b和染色液(染色剂)28b，
由该染色液28b中所含色素进行染色。此染色试样作为分析细菌用的悬浊液。 如上制备的两种悬浊液(试样)，首先将第一制样器14u的悬浊液(第一试样)导
入光学检测器15，在鞘流室30形成鞘液包被的细流，向该处照射光源发出的光。然后同样，
将第二制样器14b的悬浊液(第二试样)导入光学检测器15，在鞘流室30形成鞘液包被的
细流，照射光源发出的光。以上各动作通过微机20(控制器)控制无图示的驱动装置和电
磁阀等运行，自动进行。[光学检测器和成像系统的结构] 图4为光学检测器15和成像系统24的结构示意图。光学检测器15包括半导体激光器构成的粒子检测用光源41 (以下简称为光源41)、将光源41的光聚光于鞘流室30的变光镜42、作为接受流经鞘流室30的试样中所含粒子发出的前向散射光用的第一受光部件的光电二极管43和将此前向散射光聚光于光电二极管43的聚光透镜44。本实施方式的光源41使用的是能发射峰值波长在640nm附近的红光的半导体激光器。作为光源41，也可使用气体激光器和发光二极管取代上述半导体激光器。 光学检测器15还有使从鞘流室30流过的试样中所含粒子发出的侧向荧光和侧向散射光变为平行光的准直镜45、反射此平行光的第一分色镜46、聚光第一分色镜46反射的侧向荧光和侧向散射光的物镜47、再透过已从物镜47透过的侧向荧光并反射侧向散射光的第二分色镜48、作为接受透过第二分色镜48的侧向荧光的第二受光部件的光电倍增管49和作为接受第二分色镜48反射的侧向散射光的第三受光部件的光电倍增管50。
光学检测器15的光电二极管43和光电倍增管49、50接受的光分别转换成电信号，作为前向散射光信号、侧向散射光信号和侧向荧光信号输入到信号处理单元22(参照图2)，在信号处理单元22进行一定处理后，作为检测数据(检测信号)存入微机20的存储器。此检测数据通过网卡21传送到构成系统控制装置的电脑13，在电脑13进行分析。
另一方面，成像系统24如图4所示，有一粒子成像用光源61 (以下简称为光源61)，其光轴相对光学检测器15的光源41的光轴俯视呈90度交叉。此光源61使用的发光二极管能发射波长比光学检测器15的光源41短的光，具体而言峰值波长接近385nm的光。成像系统24的光源61的光轴配置在比光学检测器15的光源41的光轴略靠试样流方向的下游一侧。 光源61只要是能发出在近紫外域有峰值波长的光的光源即可，比如可以使用能发出在200nm 400nm之间有峰值波长的光的光源。 光源61受控采用脉冲式发光，最好控制在100n秒以下的发光时间内发光。这样可以瞬间照射并拍摄流经鞘流室30的粒子。瞬间照射并拍摄有以下益处。即，连续光照鞘流室30的话，从流动室高速流过的粒子会被拍摄成向试样流动方向拉伸的图像，而瞬间照射并拍摄粒子，可以拍摄出接近实际粒子形状的正确的粒子像。 作为使发光二极管脉冲式发光的驱动电路，比如可以使用日本公开专利2005-269051上记述的电路。 日本公开专利2005-269051之全文以引用的方式并入本文中，视同在此完全引用。 成像系统24有将光源61的近紫外光聚光于鞘流室30的照明透镜组件62、作为拍摄流经鞘流室30的试样中所含粒子的成像器件的CCD相机64和使照射到鞘流室30的近紫外光射入相机64的成像透镜组件63。 照明透镜组件62有准直镜65和聚光镜66，准直镜65将光源61的近紫外光变为平行光，聚光镜66将此平行光聚光于鞘流室30。准直镜65和聚光镜66之间设有使照明透镜组件62的开口数(NA)为一定的光圈67。本实施方式的光圈67设定照明透镜组件62的开口数为0.4。 成像透镜组件63有准直镜45和成像透镜69，准直镜45使透过鞘流室30的光变为平行光。此准直镜45兼用作使粒子的、因光学检测器15的光源41而产生的侧向散射光和侧向荧光变为平行光的透镜。 成像透镜69使透过第一分色镜46的近紫外光聚光，在相机64的受光面成像。
准直镜45和成像透镜69之间设有遮挡可见光的截止滤光片70和只透过近紫外光的带通滤光片(选光部件)71。此截止滤光片70和带通滤光片71使近紫外光切实入射相机64。以此可以遮住光源61照射的近紫外光以外的光，切实获得轮廓鲜明的粒子像。
成像透镜组件63的开口数设定得比照明透镜组件62开口数大。具体而言，照明透镜组件62的开口数由光圈67设定为0. 4，因此，成像透镜组件63的开口数可设定为比此值大的值，如0. 55。如此通过将成像透镜组件63的开口数设定得比照明透镜组件62开口数大，使经过照明透镜组件62照射到鞘流室30的近紫外光仅从成像透镜组件63的准直镜45和成像透镜69的中心部分透过。因此，各透镜45、69的像差等的影响变小，能获得模糊和扭曲等少的完美粒子图像。而且，粒子轮廓部分的衍射散射纹减少，可以获得鲜明的粒子图像。 光学检测器15的光源41发射在640nm附近有峰值波长的红光，成像系统24的光源61发射在385nm附近有峰值波长的光(近紫外光)。粒子因光学检测器15的光源41的照射而激发的侧向荧光和侧向散射光与成像系统24的光源61发射的近紫外光为平行光，这些光互相重复。粒子因光学检测器15的光源41的照射而激发出的侧向散射光与该光源41有同一峰值波长(约640nm)，而与此相应，侧向荧光的波长则比该波长长(比如约660 800nm)。
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因此，在本实施方式中作为第一分色镜46使用的是透过波长370 400nm的近紫外光并反射除此之外的波长的光的反射镜，以免相机64被射入近紫外光以外的光。第二分色镜48使用的是透过波长660 800nm的光并反射其他波长的光的反射镜，以免光电倍增管49被射入侧向荧光之外的光。 光电倍增管50可以射入除波长370 400nm和660 800nm之外的光，也可以认为从成像系统24的光源61射入的光的波长比较短(比如400 420nm左右)，因此，光电倍增管50的前面最好设置一个透过波长约640nm左右的光的带通型滤光片51，以使其只能射入因光学检测器15的光源41照射粒子而发出的侧向散射光。 光学检测器15检测试样流中粒子的前向散射光、侧向散射光和侧向荧光，这些检测信号通过信号处理单元22输入到微机20。微机20的功能部分之一即成像控制系统23控制成像系统24根据输入的检测信号摄取粒子图像。 众所周知，光学检测器15测得的前向散射光、侧向散射光和侧向荧光根据其信号的强度可判断红细胞、白细胞、上皮细胞等粒子的种类和大小。本实施方式的成像控制系统23从光学检测器15的检测信号判别粒子种类和大小，当判断该粒子是预定的一定粒子时，由成像系统24对该粒子进行拍摄，当判断是一定粒子以外粒子时，不对该粒子进行拍摄(不让光源61发光)。 成像系统24拍摄的粒子图像数据存入微机20的存储器中。粒子图像数据通过网
卡21传送到构成系统控制装置的电脑13，在该电脑13进行一定处理。 成像系统24的光源61、光学检测器15的光源41和光学检测器15根据成像系统
24的光源61发射的近紫外光所励起的粒子所发出的荧光，不对粒子进行检测。具体如下。 光学检测器15根据光源41所照粒子发出的荧光，对于能检测该粒子的光量预设
一阈值。成像系统24的光源61调整其光量，使光源61发射近紫外光所励起的粒子所发出
的光量小于上述阈值。 采取这种结构，可以使光源61的发光不影响光学检测器15，正确地检出粒子。 在此，就之所以将成像系统24的光源61的峰值波长设在385nm附近、将光学检测
器15的光源41的峰值波长设在640nm附近的技术上的原因进行说明。 人们都知道，通过向粒子照射光而励起的荧光均比照射光的波长长。如本实施方
式这样，作为粒子检测用光源使用的是发射光的波长比近紫外光的波长长的光源，这样可
以加大粒子检测用光源的照射光激发粒子发出的荧光和成像用光源的照射光产生的荧光
之间的波长带之差。因此，即使粒子被两个不同光源的照射光所激发出的荧光重复，也能够
通过使用滤光片等正确区分二个光源发出的光。从而可以使成像器件和受光部件分别接受
恰当的波长的光，获得鲜明的粒子图像和正确的检测数据。[系统控制装置的结构] 图5为系统控制装置13的框图。系统控制装置13由个人电脑等构成，主要由控制装置本机131、显示器132和输入设备133构成。控制装置本机131主要由CPU131a、R0M131b、RAM131c、硬盘131d、读取装置131e、输出输入接口 131f、图像输出接口 131g、通信接口 131i构成。这些部件之间由总线131h连接，可进行通信。 CPU131a可执行存在R0M131b的计算机程序和读取到RAM131c的计算机程序。R0M131b由掩膜R0M、 PR0M、 EPROM或EEPROM等构成，存储着CPU131a执行的计算机程序和执行计算机程序时所用的数据等。RAM131c由SRAM或DRAM等构成。RAM131c用于读取存在R0M131b和硬盘131d的计算机程序。当执行这些计算机程序时，还作为CPU131a的工作空间使用。 硬盘131d装有操作系统和应用程序等供CPU131a执行的各种计算机程序及执行这些计算机程序所需的数据等。比如，硬盘131d装有如美国微软公司产销的windows (注册商标)等提供图形用户界面的操作系统。 硬盘131d装有向测定装置12传送测定预定(运行命令)、接受和处理测定装置12测定的测定结果以及显示处理的分析结果等操作的程序，这些操作程序均在该操作系统上运行。 读取装置131e由软驱、CD-R0M驱动器或DVD-R0M驱动器等构成，可读取存储于便携型存储介质的计算机程序或数据。输出输入接口 131f由比如USB、IEEE1394或RS-232C等串行接口， SCSI、 IDE或IEEE1284等并行接口和由D/A转换器和A/D转换器等组成的模拟信号接口构成。输出输入接口 131f连接由键盘和鼠标构成的输入设备133和打印机等输出设备134。用户可以用输入设备29直接向计算机输入数据。通信接口131i连接测定装置12，可与测定装置12之间实现数据传输。 图像输出接口 131g与由LCD或CRT等构成的图像显示器132连接，将与从CPU131a接收的图像数据相应的映像信号输出到图像显示器28。显示器28按照输入的映像信号显示图像(画面)。 测定装置12的信号处理单元22处理的前向散射光信号、侧向散射光信号和侧向荧光信号由微机20通过网卡21传送到系统控制装置13。在系统控制装置13，试样中的粒子根据前向散射光信号、侧向散射光信号和侧向荧光信号分类为红细胞、白细胞、上皮细胞、管型和细菌等。系统控制装置13绘制用于分析尿中粒子(有形成份)的散点图，此散点图显示在显示器132上。成像系统24拍摄的一定粒子的图像数据也由微机20通过网卡21传送到系统控制装置13，此图像数据显示在系统控制装置13的显示器132上。
[粒子成像处理步骤] 下面就成像系统24拍摄一定粒子(本实施方式中为变形红细胞)的步骤进行说明。图6为该步骤的流程图。 在图6的步骤S1，系统控制装置(PC)13判断是否收到测定开始指示。此测定开始指示通过操作员操作组成输入设备133(参照图5)的键盘和鼠标来下达。系统控制装置13如果判断收到测定开始指示("是")，则向测定装置12的微机20发出测定开始信号(步骤S2)。 测定装置12的微机20判断是否收到系统控制装置13发送的测定开始信号(步骤Sll)。微机20如果判断收到测定开始信号("是")，则控制制样器14制备试样，在鞘流室30形成试样流(步骤S12、 S13)。 在步骤S14，测定装置12的微机20控制光学检测器15用光源41向鞘流室30照射光线，用光电二极管43和光电倍增管49、50接受试样流中的粒子发出的前向散射光、侧向散射光和侧向荧光。这些光被光电二极管43和光电倍增管49、50接受后，信号处理单元22将处理基于所受光的电信号。信号处理单元22处理的电信号作为检测信号输入微机20，存入存储器。微机20通过成像控制系统23判断该检测信号是否为一定粒子即变形红细胞的检测信号(步骤S15)。具体而言，微机20当判断基于光学检测器15检出的粒子的检测信号是红细胞特有的信号强度、且是小于正常红细胞的粒子发出的信号时，判断该检测信号是从变形红细胞获得的信号。 微机20当判断该检测信号为变形红细胞的检测信号("是")时，将处理推进到步
骤S16，当判断不是变形红细胞的检测信号("否")时，将处理跳到步骤S17。 在步骤S16，微机20控制成像系统24(光源61、相机64)拍摄粒子图像。具体而
言，微机20控制成像系统24的光源61发光，控制相机64在成像系统24的光源61发光瞬
间摄取流动室中的图像。相机64拍摄的粒子图像数据存入微机20的存储器。 在步骤S17，测定装置12的微机20判断鞘流室30内的试样流动是否结束，微机
20当判断鞘流室30内的试样流动未结束("否")时，将处理返回步骤S14，当判断鞘流室
30内的试样流动已结束("是")时，进入步骤S18的处理。 在步骤S18，测定装置12的微机20将存在存储器的光学检测器15测得的检测信
号数据和成像系统24摄取的粒子图像数据传送至系统控制装置13，并结束处理。 在步骤S3，系统控制装置13的控制器本机131判断是否从测定装置12收到数据，
系统控制装置13的控制器本机131如果判断收到数据("是")，则进行步骤S4的处理。 在步骤S4，系统控制装置13分析收到的数据。具体而言，系统控制装置13当收到
的数据中含有粒子图像时，复制该图像，获取图像中所含粒子轮廓，根据所得轮廓取得用于
评价粒子形状的形状参数。 复制图像获取粒子轮廓的处理可以根据图像所含背景和粒子像之间的辉度差进行。更具体地说，设定一能明确区分背景和粒子像的辉度值作为阈值，根据阈值对图像进行二值化处理，即可获得粒子的轮廓。或者，也可以通过从图像抽取数个辉度斜率(相邻像素中辉度之差)大于一定阈值的点，来从图像中提取粒子。 形状参数可以是粒径(粒子的直径)、圆当量直径(假设粒子为正圆时的粒径)和圆形度(正圆的圆形度为1时的粒子的圆形度)。 系统控制装置13判断测定装置12传送的数据中是否含有粒子图像数据(步骤S5)，当判断含有粒子图像数据("是")时，在显示器132显示该粒子图像和在步骤S4获得的参数(步骤S6)，结束处理。 采用这种结构，使用者可以马上通过显示器目视确认成像系统拍摄的粒子图像。当试样中含有红细胞时，红细胞图像和评价红细胞形状的参数都显示出来，因此，使用者可以通过一边看图像一边参考参数，轻松地评价红细胞的变形程度。 如上所述，在本实施方式中，作为成像系统24的光源61使用的是近紫外光源。近
紫外光的波长比可见光和近红外光短，对粒子的穿透性低，散射效率高。因此，近紫外光照
射的粒子部分的近紫外光强烈散射，相机64拍摄得很暗，而粒子周围近紫外光不散射，拍
摄得很亮。在此作用下，粒子与其周围的对比明显，可以获得粒子轮廓鲜明的图像。 比如当光源使用近红外光时，为了提高光学分解能，必须使用高开口数的镜头，焦
深变浅，不得不把流动室取窄，以便粒子能收入焦深内，每单位时间能够处理的样本量减少。 此点在本实施方式中，由于使用波长比近红外光短的近紫外光，即使使用高开口数的镜头也可以取得足够的焦深，不必把流动室取窄。
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—般血尿特别是丝球体性血尿中含有的红细胞都可见变形，其变形的状态也是多 种多样，比如结状、扭曲状等。特别是变形红细胞中，血红蛋白逸出红细胞(血影红细胞) 很难出现该粒子像的对比度。因此，要判断作为试样的尿液中所含的变形红细胞，就要正确 捕捉该红细胞的轮廓。这一点，如果如本实施方式用近紫外光源作为成像系统24的光源61 的话，就可以正确判断拍摄的粒子是否为变形红细胞，及正确判断变形红细胞的形态。如此 可以把握临床意义重大的变形红细胞的变形形态等，或者获得用于根据其变形程度了解其 变形红细胞来源(混入生物试样的部位)的有用的临床信息。 光学检测器15的光源41使用红色光源，此光源41所发光励起粒子发出的侧向荧 光的波长比该光源41的光长。因此，在本实施方式中，使用比光学检测器15的光源41的 波长短的近紫外光源作为成像系统24的光源61，使成像系统24的光源61的近紫外光和 光学检测器15的光源41因照射粒子所激发的侧向荧光之间的波长之差更大。如此，如图 4所示，成像系统24的光源61的近紫外光和粒子的侧向荧光虽然是互为平行重复的光，但 因其波长差别大，用第一分色镜46即可适当选取。 图7A和7B为用近紫外光(波长385nm)光源摄取的红细胞的图像。图7C和7D 为用近红外光(波长870nm)光源摄取的红细胞的图像。每幅图像都是拍摄正常红细胞所 得的图像。 如图7C和7D所示，近红外光穿透性高，用近红外光光源拍摄的图像，其红细胞外
周部发白不清，中部也发白。因此，当根据图像的对比度复制红细胞轮廓时，黑U字形弯曲
部分有可能被当作红细胞的轮廓提取，将很难正确认识红细胞的形状。 与此相反，如图7A和7B所示，近紫外光穿透性弱，在粒子表面有效散射。因此用
近紫外光拍摄的图像，其红细胞中央部分不分明，红细胞和背景的对比度清晰可见。因此，
根据与背景的对比度即可取得红细胞的正确轮廓，从而得以正确掌握红细胞的形状。 本发明不限于上述实施方式，可以适当地改变设计。 比如，本发明的试样分析仪可以不限于尿中有形成份分析仪，也适用于血液分析 仪等其他试样分析仪。另外，成像系统拍摄的粒子也不限于红细胞，可以是白细胞和上皮细 胞等能用成像系统拍摄的所有粒子。成像系统的光源不限于发光二极管，也可以用半导体 激光器。
权利要求
一种试样分析仪，包括形成试样流的流动室；对所述流动室中的所述试样流照射近紫外光的第一光源；及拍摄被所述第一光源照射近紫外光的所述试样流中所含粒子的成像器件。
2. 根据权利要求1所述试样分析仪，还包括控制所述第一光源脉冲式发光的驱动电路。
3. 根据权利要求1或2所述试样分析仪，还包括 对所述流动室中的所述试样流所含的粒子进行检测的检测器；及当所述粒子检测器检出所述粒子时，控制所述成像器件拍摄所检粒子的摄像控制器。
4. 根据权利要求3所述试样分析仪，其特征在于所述粒子检测器包括 第二光源，用于向所述流动室中的所述试样流照射比所述第一光源照射的近紫外光波长长的光；及受光部件，用于接受由所述第二光源照射光励起的所述粒子所发出的荧光。
5. 根据权利要求4所述试样分析仪，其特征在于所述第一光源、第二光源及所述粒子检测器不能凭所述第一光源发出的近紫外光励起 的所述粒子发出的荧光检出所述粒子。
6. 根据权利要求1所述试样分析仪，还包括 显示器；及显示控制器，控制所述显示器显示所述成像器件拍摄所述粒子所获得的图像。
7. 根据权利要求6所述试样分析仪，其特征在于当所述成像器件拍摄所述粒子时，所述显示控制器让所述显示器显示拍摄所述粒子所 得的图像。
8. 根据权利要求1所述试样分析仪，还包括选光部件，配置在所述流动室和所述成像 器件之间，能分选出近紫外光并使所述近紫外光透过。
9. 根据权利要求1所述试样分析仪，还包括 配置在所述第一光源和所述流动室之间的照明透镜组件；及配置在所述流动室和所述成像器件之间的成像透镜组件，其中，所述照明透镜组件的 开口数设定得小于所述成像透镜组件的开口数。
10. 根据权利要求1所述试样分析仪，还包括 用尿液制备试样并供给所述流动室的制样器，其中 所述成像器件将尿中有形成份作为所述粒子进行拍摄。
11. 根据权利要求3所述试样分析仪，其特征在于当所述粒子检测器检出变形红细胞时，所述摄像控制器控制所述成像器件拍摄所述变 形红细胞。
12. 根据权利要求1所述试样分析仪，其特征在于所述第一光源发出峰值波长在200-400nm之间的光，以此作为所述近紫外光。
13. 根据权利要求1所述试样分析仪，还包括分析装置，对摄取的图像进行分析，取得试样中所含粒子的分析结果。
14. 一种试样分析方法，包括向流动室供应试样，形成试样流； 对所述试样流照射近紫外光；及 拍摄被近紫外光照射的所述试样流中所含粒子。
15. 根据权利要求14所述方法，其特征在于所述照射是通过脉冲式发光照射光。
16. 根据权利要求14或15所述方法，还包括检测出所述试样流中所含粒子； 其中，所述摄像是当检出所述粒子时，通过对检出的所述粒子进行拍摄来实施的。
17. 根据权利要求16所述方法，其特征在于所述粒子检测是向所述流动室中的所述 试样流照射波长比近紫外光长的光束，接受由此励起的粒子所发出的荧光。
18. 根据权利要求14所述方法，还包括显示所摄的所述粒子图像。
19. 根据权利要求17所述方法，其特征在于 所述粒子的检测包括检出变形红细胞； 所述粒子的拍摄包括拍摄所检出的变形红细胞。
20. 根据权利要求14所述方法，还包括 分析摄取的图像，获取所述试样中所含粒子的分析结果。
全文摘要
本发明公开一种能鲜明拍摄红细胞等粒子轮廓的试样分析仪。此试样分析仪包括形成试样流的流动室、通过拍摄流动室中的试样流所含粒子而取得粒子图像的成像系统。成像系统包括向流动室中的试样流照射近紫外光的光源及拍摄被光源用近紫外光照射的试样流中所含粒子的相机。本发明还公开了一种分析试样的方法。
文档编号G01N15/14GK101713723SQ20091017892
公开日2010年5月26日 申请日期2009年9月29日 优先权日2008年9月30日
发明者楠泽英夫 申请人:希森美康株式会社