以下、添付図面を参照して本発明にかか� ��試料同定装置および試料同定方法の好適な� ��施形態を詳細に説明する。なお、図面の説� ��において同一の要素には同一の符号を付し� ��重複する説明を省略する。

 [第1実施形態]
 (細胞聴診器1の全体構成)
 まず、本発明の第1実施形態に係る細胞聴診 器1(試料同定装置)の構成について、図1およ� �図2を参照しながら説明する。図1および図2� �、細胞聴診器1の構成をイメージしている。� ��1および図2に示すように、細胞聴診器1は、� ��相差顕微鏡10、CCDカメラ20、計算部30、領域� ��定部40(領域指定手段)、画像表示部50(画像表 示手段)、および音出力部60(音出力手段)から� ��成される。CCDカメラ20、領域指定部40、画像 表示部50、および音出力部60は、それぞれ、� �算部30と通信可能に接続されている。以下、 細胞聴診器1の各構成要素について詳細に説� �する。

 (位相差顕微鏡10)
 位相差顕微鏡10は、細胞(試料)の形状を二次 元で観察者に提供するものである。位相差顕 微鏡10は、細胞の光学的厚みを近似的にて光� ��度に変換する原理を用いることができる。� ��相差顕微鏡10の動作原理を数式で表現する� �、例えば下記の式(1)となる。

 I=∥exp(iφ)∥~φ…(1)
 ただし、上記の式(1)において、Iは輝度値を 表し、iは虚数単位を表し、φは位相差を表す 。また∥は絶対値を表す。観察者は、上記の 式(1)に基づく位相差顕微鏡10を用いることに� ��り、細胞における屈折率の変化や物理的な� ��みの変化を輝度情報として観察することが� ��きる。

 (CCDカメラ20)
 CCDカメラ20は、位相差顕微鏡10により表示さ れる細胞の形状を撮像するものである。CCDカ メラ20は、撮像により得た画像情報を計算部3 0に出力する。

 (計算部30)
 計算部30は、細胞聴診器1における各種計算� ��行うものである。計算部30は、図示はしな� �が、物理的には、CPU、ROM及びRAM等の主記憶� �置、他の構成要素との間でデータの送受信� �行うためのネットワークカード等の通信モ� �ュール、ハードディスク等の補助記憶装置� �どを含む通常のコンピュータシステムとし� �構成される。後述する計算部30の各機能は、 CPU、ROM、RAM等のハードウェア上に所定のコン ピュータソフトウェアを読み込ませることに より、CPUの制御の元で通信モジュール等を動 作させると共に、主記憶装置や補助記憶装置 におけるデータの読み出し及び書き込みを行 うことで実現される。

 計算部30は、機能的には、図1および図2に 示すように、試料画像入力部31(画像入力手段 )、および周波数変換部32(変換手段)を備えて� ��成される。

 (試料画像入力部31)
 試料画像入力部31は、CCDカメラ20が撮像した 画像情報を入力するものである。計算部30に� ��通信モジュールとしてフレームグラバーカ� ��ドが備えられていても良く、この場合に試� ��画像入力部31はフレームグラバーカードを� �じてCCDカメラ20が撮像した画像情報を入力す ることができる。試料画像入力部31は、入力� ��た画像情報を周波数変換部32および画像表� �部50に出力する。

 (画像表示部50)
 説明の便宜上、画像表示部50について先に� �明する。画像表示部50は、図1に示すように� �例えばモニター等のディスプレイ装置であ� �、計算部30の試料画像入力部31より入力した� ��胞の画像情報を観察者に見えるように表示� ��るものである。

 (領域指定部40)
 次に、領域指定部40について説明する。領� �指定部40は、例えばマウスやポインター等の 入力装置であり、画像表示部50の表示画面に� ��示された細胞の画像情報を見ながら行われ� ��観察者の操作に応じ、当該画像情報のうち� ��一定領域を指定するものである。図3は、領 域指定部40により、細胞Cの画像情報のうちの 一定の領域Aが指定された様子をイメージし� �図である。なお、図3には5つの細胞が模式的 に描画されており、1つの細胞中の丸印は細� �核を表現している。図3に示すように、画像� ��示部50の表示画面には細胞Cの画像情報が単� ��時間(t0、t1、…、tn)毎のフレーム(xy座標を� �するフレームF0、F1、…、Fn)にて表示されて� ��る。観察者は、マウスやポインターを操作� ��て、表示画面中の矢印Pを自在に動かすこと ができる。矢印Pは、表示画面中の位相差像(� ��レームF0、F1、…、Fn)にて重なって表示され ている。図3は、観察者により位相差像中の� �定の領域である領域Aが指定されたことがイ� ��ージされている。観察者はマウスを用いて� ��印Pをドラックすることにより領域Aを指定� �ることができる。また、図示はしないが、� �察者は、一定の領域に限らずに、観察した� �細胞の一点のみを例えばマウスをクリック� �ることにより指定することができる。領域� �定部40は、上記のように指定した一定領域(� �たは一点)を特定する情報、例えばフレームF 0、F1、…、Fnにおけるそれぞれのxy座標群ま� �は座標を表す情報を周波数変換部32に出力す る。

 (周波数変換部32)
 続いて、図1および図2を再び参照しながら� �算部30の説明に戻る。周波数変換部32は、画� ��情報を試料画像入力部31より入力され、且� �観察者により指定された一定領域を特定す� �情報を領域指定部40より入力されると、当該 画像情報中の当該一定領域における細胞の振 動情報を音情報に周波数変換するものである 。周波数変換部32は、機能的には、図2に示す ように、時系列データ作成部321、周波数変換 回路322、およびVFコンバータ323を備えている� ��

 (時系列データ作成部321)
 時系列データ作成部321は、試料画像入力部3 1および領域指定部40より上記の入力を受ける と、指定された一定領域における座標または 座標群における輝度値Iiを元に時系列データS (tn)を作成するものである。時系列データ作� �部321が作成した時系列データS(tn)を数式で表 現すると、例えば下記の式(2)または式(3)とな る。

 式(2)は、領域指定部40が細胞の一点のみを� �定した場合の時系列データS(tn)を表す。
S(tn)=αIi(tn)+β…(2)
 ただし、上記の式(2)において、添え字iは画 像情報における座標位置(Xi,Yi)を表し、αは増 倍率を表し、βはオフセット値を表し、tnは� �刻のパラメータである。なお、αはオシロス コープにおける縦軸調整つまみ、つまり信号 強度の増倍率に相当するパラメータである。 なお、細胞の大きさの1/10000程度の振動を観� �したい場合には、DC成分が0となるように、β の値を設定することが好ましい。

 式(3)は、領域指定部40が細胞の一定領域を� �定した場合の時系列データS(tn)を表す。
S(tn)=σ[αiIi(tn)+βi]…(3)
 ただし、上記の式(3)においても、上記の式( 2)の場合と同様に、添え字iは画像情報におけ る座標位置(Xi,Yi)を表し、αiは座標位置(Xi,Yi)� ��増倍率を表し、βiは座標位置(Xi,Yi)のオフセ ット値を表し、tnは時刻のパラメータである� ��

 時系列データ作成部321は、上記の式(2)ま� ��は式(3)に示すような時系列信号S(tn)を作成� �た後に、当該作成した時系列信号S(tn)を時系 列信号S1(tn)として周波数変換回路322に入力す る。

 (周波数変換回路322、その1)
 周波数変換回路322は、時系列データ作成部3 21より入力した時系列信号S1(tn)を時系列信号S 2(tn)に周波数変換するものである。時系列信� ��S1(tn)は周波数帯域がf1であり、観察者が観� �したい周波数帯域の信号ではあるが、人間� �とって非可聴の周波数帯域の信号である。� �た、時系列信号S2(tn)は周波数帯域がf2であり 、人間にとって可聴の周波数帯域の信号であ る。つまり、周波数変換回路322は、人間にと って非可聴の信号を時系列データ作成部321よ り入力して、可聴の信号に周波数変換するも のである。

 図4は、周波数変換回路322の回路構成の一 例を示す。図4に示すように、周波数変換回� �322は、ハイパスフィルタ701、アンプ702、乗� �器703、ローパスフィルタ704、アンプ705、乗� �器706、ハイパスフィルタ707、およびアンプ70 8を備えて構成される。周波数変換回路322は� �図4に示す構成を備えることにより、時系列� ��号S1(tn)を時系列信号S2(tn)に周波数変換する� ��なお、周波数変換回路322において、fcは周� �数帯域f1の中心周波数を表し、fsは観察者の� ��聴域における所望の周波数帯域f2の中心周� �数を表す。したがって、f1の帯域幅がfcwであ る場合に、f1の上限はfc+(fcw/2)であり、f1の下� ��はfc―(fcw/2)である。また、f2の帯域幅がfsw� �ある場合に、f2の上限はfs+(fsw/2)であり、f2の 下限はfs―(fsw/2)である。

 図4に示すように、周波数変換回路322に入 力された時系列信号S1(tn)は、まず、ハイパス フィルタ701にてfc―(fcw/2)以上の周波数成分の みが通過される。次に、アンプ702により所望 の信号強度に増幅されると、乗算器703により 周波数fc―(fcw/2)のローカルオシレータ信号と 乗算される。乗算器703による以上の動作をダ ウンコンバートともいう。ここで、観察者が ローカルオシレータ信号の周波数fc―(fcw/2)を 領域指定部40を用いて自在に選択できるよう� ��しても良い。例えば領域指定部40がマウス� �ある場合に、観察者がマウスのホイールを� �転させることにより上記選択を行えるよう� �しても良い。また、この場合に、帯域幅fcw� �予め固定的に設定しておいても良い。以上� �構成により、元信号S1(tn)が人間の可聴域を� �えた周波数であっても、人間の可聴域に周� �数変換することができる。

 次に、乗算器703から出力された信号には� ��周波数と和周波数とが含まれているため、� ��ーパスフィルタ704を用いて和周波数をカッ� ��すると共に差周波数を出力する。次に、ア� ��プ705により所望の信号強度に増幅する。

 次に、アンプ705から出力された信号には� ��間にとって非可聴な低域の周波数(一般に20H z以下)が含まれているため、乗算器706を用い� ��観察者の聴力にとって最も感度の良い周波� ��帯域に周波数変換する。これは、乗算器706� ��より、アンプ705から出力された信号と周波� ��fs―(fsw/2)のローカルオシレータ信号とを乗� ��させることにより行われる。乗算器706によ� ��以上の動作をアップコンバートともいう。� ��のアップコンバートは、20Hz以下の非可聴音 域を避けるという効果があり、更には、観察 者にとって最も感度の良い周波数帯域に信号 周波数を変換するという効果がある。アップ コンバートにおけるfsを選択する方法として� ��、例えば領域指定部40がマウスである場合� �、観察者がマウスのホイールを左右にチル� �させることにより自在にfsを選択させる方法 が好適である。

 次に、ハイパスフィルタ707が乗算器706か� ��出力される和周波数と差周波数のうちで和� ��波数のみを取り出す。その後、アンプ708に� ��り所望の強度に増幅されると、周波数変換� ��の時系列信号S2(tn)が得られる。周波数変換� ��路322は、当該得られた時系列信号S2(tn)をVF� �ンバータ323に出力する。なお、周波数変換� �路322に関する以上の説明では、乗算器703お� �び乗算器706の二つの乗算器を用いているが� �周波数fc―(fcw/2)の信号と周波数fs―(fsw/2)の� �号とを一回の乗算で乗算させる場合には、� �つの乗算器を用いても周波数変換回路322を� �成することができる。

 (周波数変換回路322、その2)
 続いて、図5を参照しながら、周波数変換回 路322の別の形態について説明する。図5は、� �波数変換回路322の別の形態における回路構� �図である。図5に示すように、別の形態にお� ��る周波数変換回路322は、図4の周波数変換回 路322の構成を全て有している上で、微分器709 を更に有している。

 図5を参照すると、周波数変換回路322に入 力された時系列信号S1(tn)は、まず、ハイパス フィルタ701にてfc―(fcw/2)以上の周波数成分の みが通過される。次に、ハイパスフィルタ701 からの出力信号は微分器709に入力される。微 分器709は、信号の直流成分を抑圧すると共に 、信号の時間的な変動を強調する役割を果た す。このため、微分器709を含む周波数変換回 路322は、直流成分が多く且つ変動分が少ない 場合に、特に有効な周波数変換回路である。 次に、微分器709からの出力信号はアンプ702に 入力される。アンプ702以後の動作については 、図4の周波数変換回路322と同じであるため� �説明を省略する。なお、ハイパスフィルタ70 1からの出力信号を微分器709にてn回通過させ� ��ことにより、当該出力信号に対してn次微分 を行うことができる。また、図には示さない が、微分器709を、図5中の乗算器703、706の後� �、すなわち増幅器708の前段においてもよい� �

 (周波数変換回路322、その3)
 続いて、図6を参照しながら、周波数変換回 路322の更に別の形態について説明する。図6� �、周波数変換回路322の更に別の形態におけ� �回路構成図である。図6に示すように、更に� ��の形態における周波数変換回路322は、図4を 参照しながら上記説明した周波数変換回路(� �下、「周波数変換器」という。)を複数備え� ��それぞれの周波数変換器からの出力が加算� ��710に入力されるように構成されている。加� ��器710は、複数の周波数変換器からの出力を� ��算して時系列信号S2(tn)を生成し、当該生成� ��た時系列信号S2(tn)をVFコンバータ323に出力� �る。なお、図6においては、各周波数変換器� ��入力されるローカルオシレータ信号を1から nの添え字で区別している。また、図示はし� �いが、図5を参照しながら上記説明した周波� ��変換回路を「周波数変換器」としても良い� ��

 (VFコンバータ323)
 VFコンバータ323は、周波数変換回路322より� �力した時系列信号S2(tn)における強弱の程度� �高低の程度に変換するものである。図7は、V Fコンバータ323の回路構成の一例を示す。図7� ��示すように、VFコンバータ323は、ハイパス� �ィルタ711、VFコンバータ素子712、およびアン プ713を備えて構成される。人間にとっては音 の強弱よりは音の高低の方が音に対する区別 が付きやすいため、図7に示した構成により� �情報の強弱を高低に変換することは、観察� �が当該音情報に基づいて細胞同定を行う際� �作業効率を高めるとの効果を奏する。VFコン バータ323は、当該変換した結果となる信号を 音出力部60に出力する。

 なお、図示はしないが、時系列データ作� ��部321が作成した時系列信号S(tn)が既に人間� �可聴域内に入っている場合には、時系列デ� �タ作成部321は周波数変換回路322を通さずに� �系列信号S(tn)をそのままVFコンバータ323に出� ��しても良い。この場合には、図示はしない� ��、時系列信号S(tn)が人間の可聴域内に入っ� �いるか否かを判断する手段を更に設けても� �い。また、周波数変換部32に関する以上の説 明では、周波数変換回路322およびVFコンバー� ��323を電気回路で実現したが、これに限らず� ��、コンピュータ上での数値計算により周波� ��変換およびVF変換を行うようにしても良い� �

 (音出力部60)
 音出力部60は、人間の可聴域内の信号をVFコ ンバータ323より入力し、当該信号を音として 観察者に出力するものである。音出力部60は� ��例えばヘッドホンやスピーカで構成するこ� ��ができる。また、音出力部60は、観察者に� �力する音が例えば2msの所定の時間間隔以内� �変化する場合に、当該変化前の音を上記の� �定の時間間隔の間で残響音として出力し続� �ても良い。この2msとの時間間隔は、人間の� �覚の時間分解能に相当する時間間隔であり� �適宜変更可能なものである。

 (細胞聴診器1の動作)
 続いて、細胞聴診器1に基づいて行われる動 作について、図8を参照しながら説明する。� �8は、細胞聴診器1に基づいて行われる動作を 示すフローチャートである。

 最初に、試料である培養細胞が位相差顕� ��鏡10のステージ上にセットされる。観察者� �、細胞が培養されたシャーレーを位相差顕� �鏡10のステージ上に置いた後に、アイピース を覗きながら、フォーカスをあわせる(ステ� �プS1)。

 次に、CCDカメラ20が、位相差顕微鏡10によ り表示される培養細胞の形状を撮像する。CCD カメラ20は、撮像により得た画像情報を計算� ��30の試料画像入力部31に出力する(ステップS2 )。

 次に、試料画像入力部31が、CCDカメラ20が 撮像した画像情報を入力し、当該入力した画 像情報を周波数変換部32の時系列データ作成� ��321、および画像表示部50に出力する(ステッ� ��S3、画像入力ステップ)。

 次に、画像表示部50が、計算部30の試料画 像入力部31よりステップS3にて入力した培養� �胞の画像情報を観察者に見えるように表示� �る(ステップS4、画像表示ステップ)。

 次に、領域指定部40が、例えば図3に示す� ��うに、画像表示部50の表示画面に表示され� �画像情報を見ながら行われた観察者の操作� �応じ、当該画像情報のうちの一定領域を指� �する。領域指定部40は、当該指定した一定領 域を特定する情報を周波数変換部32の時系列� ��ータ作成部321に出力する(ステップS5、領域� ��定ステップ)。

 次に、時系列データ作成部321が、試料画� ��入力部31および領域指定部40よりステップS3� ��よびステップS5における入力を受けると、� �定された一定領域における座標または座標� �における輝度値Iiを元に時系列データS(tn)を� ��成する。時系列データ作成部321は、当該作� ��した時系列信号S(tn)を時系列信号S1(tn)とし� �周波数変換回路322に入力する(ステップS6)。

 次に、周波数変換回路322が、時系列デー� ��作成部321より入力した時系列信号S1(tn)を時� ��列信号S2(tn)に周波数変換する。時系列信号S 1(tn)は人間にとって非可聴の周波数帯域の信� ��であり、時系列信号S2(tn)は人間にとって可� ��の周波数帯域の信号である。周波数変換回� ��322は、当該周波数変換した時系列信号S2(tn)� ��VFコンバータ323に出力する。(ステップS7、� �換ステップ)。

 次に、VFコンバータ323が、周波数変換回� �322より入力した時系列信号S2(tn)における強� �の程度を高低の程度に変換して音出力部60に 出力する(ステップS8)。

 次に、音出力部60が、人間の可聴域内の� �号をVFコンバータ323より入力し、当該信号を 音として観察者に出力する(ステップS9、音出 力ステップ)。

 次に、観察者が音出力部60からの出力音� �元に、「生きの良い」培養細胞を同定する(� ��テップS10)。

 (細胞聴診器1の作用及び効果)
 続いて、第1実施形態にかかる細胞聴診器1� �作用及び効果について説明する。第1実施形� ��にかかる細胞聴診器1によれば、観察者は、 画像表示部50に視点を置きながら同定対象と� ��る領域を指定することができ、且つ音出力� ��60の出力音を聞きながら細胞の同定を行う� �とができる。つまり、観察者は、同定対象� �指定する時と同定を行う時とで視点を移動� �ることなく、音出力部60からの出力音に基づ いて細胞の同定を行うことができる。したが って、細胞同定手順における頻繁な視点移動 を防ぐことから、第1実施形態によれば、所� �の振動状態を有する細胞を同定する際に作� �効率を高めることが可能となる。

 また、第1実施形態においては、観察者は 、画像表示部50の表示画像を見ながら、同定� ��象となる領域を指定することができる。つ� ��り、観察者は、細胞同定時と同じ視点にお� ��て、細胞自体を動かすことなく、細胞を表� ��領域中の一部の領域を指定することができ� ��。このことにより、操作性およびスループ� ��トが増大し、作業効率を更に高めることが� ��きる。

 また、第1実施形態によれば、乗算器703、 706の前段には微分器709が備えられている。直 流成分を抑圧すると共に変化分を強調すると の作用がある微分器709を周波数変換部32に含� ��せることにより、観察者には、細胞の振動� ��化が激しいときに音が高く聞こえることと� ��る。その結果、観察者は細胞の振動速度に� ��する情報をより効率的に得ることができ、� ��業効率が高まる。

 また、第1実施形態によれば、周波数変換 部32に含まれた複数の周波数変換器のそれぞ� ��が並列的に周波数変換処理を行うことがで� ��、加算器710が当該複数の周波数変換器から� ��出力を加算する。このことにより、周波数� ��換部32は複数の周波数帯域に対しても迅速� �効率よく細胞の振動情報を音情報に変換す� �ことができる。

 また、第1実施形態によれば、音出力部60� ��、周波数変換部32が音情報における強弱の� �度を高低の程度に変換したものを、観察者� �提供できる。その結果、観察者は細胞の振� �速度に関する情報をより効率的に得ること� �でき、作業効率が向上する。

 また、第1実施形態によれば、音出力部60� ��出力音が、例えば、人間の聴覚の時間分解� ��に相当する時間間隔よりも短い間隔で変化� ��た場合に、つまり音出力部60の出力音の変� �を観察者が認識できない場合に、音出力部60 は当該変化前の出力音を人間の聴覚の時間分 解能に相当する時間間隔の間で残響音として 出力し続ける。このことにより、音出力部60� ��、人間の聴覚の時間分解能に相当する時間� ��隔よりも短い間隔で変化した出力音であっ� ��も、観察者に認識させることができる。こ� ��は、人間の聴覚の時間分解能に相当する時� ��間隔を2msと設定した場合に、特に有用であ� ��。

 [第2実施形態]
 (細胞聴診器2の構成)
 続いて、本発明の第2実施形態にかかる細胞 聴診器2について説明する。図9は、細胞聴診� ��2の構成をイメージした機能ブロック図であ る。図9に示すように、細胞聴診器2は、図2に 示した細胞聴診器1の構成要素を全て含み、� �次元PDアレイ80(二次元フォトダイオードアレ イ)、および画像データベース90を更に備えて いる。以下では、第1実施形態の細胞聴診器1� ��異なる点を中心に細胞聴診器2の構成要素に ついて説明する。

 二次元PDアレイ80は、位相差顕微鏡10によ� ��表示される細胞の形状を光検出によって撮� ��するものである。一般的に二次元PDアレイ80 は、CCDカメラ20より高周波振動を高いダイナ� ��ックレンジで、位相差顕微鏡10により表示� �れる細胞の形状を撮像することができる。� �次元PDアレイ80は、撮像により得た画像情報� ��計算部30の試料画像入力部31に出力する。

 画像データベース90は、細胞の画像情報� �予め格納されたデータベースである。計算� �30の試料画像入力部31は画像データベース90� �接続して細胞の画像情報を読み出すことが� �きる。なお、図9では、画像データベース90� �計算部30の外部に設置されているが、計算部 30の内部に設置されていてもかまわない。ま� ��、画像データベース90が例えばCDやDVDであっ ても良い。

 以上の説明のように、第2実施形態の細胞 聴診器2においては、計算部30の試料画像入力 部31に画像情報を入力する入力元が複数存在� ��ている。試料画像入力部31は、複数の入力� �のうちの何れのものからでも画像情報を入� �することができる。また、試料画像入力部31 は、複数の入力元のうちで何れか一つまたは 複数のものを作業状況に応じて適宜に選択す る手段を更に備えていても良い。

 (細胞聴診器2の作用及び効果)
 続いて、第2実施形態にかかる細胞聴診器2� �作用及び効果について説明する。第2実施形� ��にかかる細胞聴診器2によれば、細胞の画像 情報を二次元PDアレイ80より入力することか� �、所望の振動状態の細胞同定をリアルタイ� �および高検出感度で行うことができる。

 また、第2実施形態にかかる細胞聴診器2� �よれば、細胞の画像情報を画像データベー� �90より入力することから、予め取得した細胞 の振動情報を元に、オフラインでも、細胞同 定を行うことができる。

 以上、本発明の好適な実施形態について� ��明したが、本発明は上記実施形態に限定さ� ��ないことは言うまでもない。

 例えば、領域指定部40が一つの細胞を完� �に囲むような指定を行った場合には、一つ� �細胞の全体の体積変動が出力音として出力� �れるように構成しても良い。

 また、時系列データ作成部321が時系列デ� ��タS(tn)の1フレーム毎に2次元フーリエ変換を 施すように構成しても良い。この場合には、 所望の空間周波数のみのパワースペクトル強 度の時間的変化を時系列データS(tn)として扱� ��ことが可能となる。

 また、上記実施形態ではVFコンバータ323� �用いた場合について説明したが、周波数変� �部32の構成においてVFコンバータ323を省略す� ��ことも可能である。この場合の周波数変換� ��路322は時系列信号S2(tn)を音出力部60に直接� �力する。VFコンバータ323を省略し、且つ微分 器709を周波数変換回路322の構成要素に含めた 場合には、観察者には、細胞の振動変化が激 しいときに音量が大きく聞こえる。一方、VF� ��ンバータ323および微分器709の両方を構成要� ��に含めた場合には、観察者には、細胞の振� ��変化が激しいときに音が高く聞こえる。

 また、上記実施形態においては、位相差� ��微鏡10を顕微鏡として採用したが、これに� �られることなく、細胞の形状を2次元で観察� ��に提供できる機構を備えたものであれば、� ��んな顕微鏡でも位相差顕微鏡10の代わりに� �用可能である。例えば、位相差顕微鏡に定� �性を持たせた定量位相顕微鏡を使えば、上� �の式(1)のような近似を使うことなく、位相� �が輝度情報として得られる。この場合の定� �位相顕微鏡は、マッハツェンダ型であって� �良く、マイケルソン型であっても良く、Mirau 干渉計、Linnik干渉計、コモンパス干渉計であ っても良い。また、照明方法としては、透過 照明に限らず、反射照明(落射照明)を行って� ��良い。

 また、位相差顕微鏡10の代わりに微分干� �顕微鏡を採用しても良い。この場合には、� �次元平面の近傍同士の位相差像が得られる� �とから、屈折率変化や物理的厚みにおける� �り合う2点の差分情報を得ることができる。� ��の結果、コモンノイズが相殺され、ノイズ� ��強い計測を行うことができる。

 また、例えばFluorescenceCorrelation Spectroscopy に示されるように、蛍光強度の揺らぎを観察 する場合には、位相差顕微鏡10の代わりに蛍� ��顕微鏡を採用しても良い。

 また、位相差顕微鏡10の代わりにレーザ� �走査型顕微鏡を採用しても良い。レーザー� �査型顕微鏡は、照明用の光源としてレーザ� �光ビームを用い、2次元方向に細胞をスキャ� ��することで蛍光画像を得る手法を用いるも� ��である。このレーザー走査型顕微鏡のレー� ��ースキャニングの手法を用いる場合には、� ��察者が指し示すポインターの位置にレーザ� ��ビームを照射する機構と、観察者に細胞の� ��体像が2次元的に観察できる第2の光源と、� �イクロイックミラー等でレーザービームと� �察用光源を合波および分離する光学系とを� �える。