JPH0153749B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

本発明は、血液の凝固時点を光学的、電気的に
測定し検出する血液の凝固点検出のための新規な
方法に関する。 患者の出血傾向を調べるための検査として、プ
ロトロンビン時間（PT）、トロンビン時間
（TT）、部分トロンボプラスチン時間（PTT）、
活性部分トロンボプラスチン時間（APTT）等
の血液凝固時間の測定がなされている。 従来、上記の血液凝固時間の測定は、主に用手
法で行なわれており、この方法では、被検血液の
流動性が失われるまでの時間又はフイブリンが析
出するまでの時間を視覚によつて検知するもので
あつた。 これらの従来方法は、血液の凝固時の判定が主
観的であり、測定者によつて個人差があり、また
測定に熟練を要し、またその信頼性に不安があつ
た。 また、上記の用手法での欠点を解消すべく血液
凝固の程度を自動的に検知する装置も考案される
に至つている。 この種の血液凝固時間の測定装置としては、先
ず、被検血液中に検出端子を浸漬し、その試料容
器を上下運動させ、被検血液の流動性の変化を検
知して凝固点を判定する方法があるが、検知感度
が悪く、また異物が被検血液中に挿入されるので
使用範囲が限定される等の欠点があり、また、被
検血液の濁りの度合を測定する濁度法では、具体
的には、入射光と透過光との強度比の変化からそ
の濁りの度合が測定されるから、血液凝固の過程
に於けるフイブリノーゲンの重合による濁度変化
が測定されるものであつて必ずしも流動性変化の
直接証明とはなつていない。従つて、特に緩やか
な凝固過程を示す被検血液に対しては用手法によ
る場合の凝固時間との解離が生じたり、また被検
血液によつてはその凝固時間の測定が不可能にな
つたりする場合も少なくない。 本発明は、上記した各従来例での諸欠点を解消
し、多様な条件を含む血液についてその凝固点、
換言すればその凝固時間を確実に且つ自動的に検
知することができる新規な方法を提供するもので
ある。 本発明の血液の凝固点検出方法は次の構成を特
徴とする。 即ち、血液に凝固開始剤を添加した検体に対し
入射する光源からの光に基づく散乱光を任意の角
度方向位置にて光電変換素子により受光する場合
に於いて、該受光が前記散乱光に対し視野を制限
してなされ、該受光した散乱光のゆらぎを強調し
て測定し、該散乱光のゆらぎの変化点を検出する
ことを特徴とする。 上記構成特徴の本発明に係る方法は検体に於け
る次のような現象を利用したものである。被検血
液に凝固開始剤を試薬として添加したものを検体
とすると、この検体には血液及び試薬の夫々の成
分高分子が溶質成分として含まれることになり、
これらは溶液中でブラウン運動している。この状
態の検体に対し光線を入射させると、入射光は散
乱されるが、その散乱光にはゆらぎがある。 この検体には、当初血液成分であるフイブリノ
ーゲンが約500Åの大きさで存在しているが、凝
固開始剤添加後その相は、フイブリノーゲンの重
合反応への一種の臨界状態にあり、検体中に含ま
れる成分高分子の大きさ及びその数が刻々変化す
る状態にある。このような状態の検体に於いては
その成分高分子の大きさ及びその数の変化に応じ
て前記散乱光のゆらぎ特性に大きな変化をみるこ
とになる。 上記検体の凝固過程は、フイブリノーゲンの形
態に応じて前段、中段及び後段の各過程に分ける
ことができる。 次に、上記検体の凝固の各過程に於ける前記散
乱光のゆらぎの変化について述べる。 先ず、前段過程では、前記した検体の溶質成
分、即ち血液及び試薬の夫々の成分高分子が入射
光の散乱に直接関与しているが、上記溶質成分の
特にフイブリノーゲンがその大きさについて小さ
く、速い運動状態にあることから、この過程での
散乱光のゆらぎは極めて迅速な成分が多いものと
なる。次に、中段過程では、重合反応によりフイ
ブリノーゲンが連鎖状となり、その大きさが前記
した初期値（約500Å）に対しその５〜６倍の大
きさ（約3000Å）に変化する。しかし、なおも検
体はゾル状態であるので、その溶質各成分はいま
だ比較的速い運動状態にあり、従つて、この過程
での散乱光のゆらぎは比較的迅速な成分が多いも
のとなる。次に、後段過程では、検体中のフイブ
リノーゲンのほとんどが重合したゲル状のフイブ
リンと化し、ほぼ凝固した状態となる。而して、
入射光の散乱に寄与する検体中の溶質成分は速い
運動状態のフイブリノーゲンが消失して遅い運動
状態のフイブリンを含むことになり、この過程で
の散乱光のゆらぎは緩やかな成分が目立つように
なる。 このように血液の凝固過程では入射光に基づく
散乱光を任意の角度方向にて視野制限して受光す
る場合に於いて、受光される散乱光はそのゆらぎ
について上記した特性をより顕著に示す。 本発明に係る血液の凝固点検出方法は、上述し
た現象に基づいたものであり、入射光に基づく散
乱光の特にそのゆらぎの変化を強調して測定し、
電気的信号として出力しそのゆらぎの変化点を検
出する方法である。 以下に、本発明に係る方法を詳細に説明する
が、本発明の方法は次のような装置により実施す
ることができる。即ち、光源と、該光源からの光
の照射方向途中に配された血液に凝固開始剤を添
加した検体を収容するセルと、該セルを保持し上
記検体を一定温度に維持するセルホルダーと、上
記検体から前記光の照射方向に対し任意角ずれた
方向途中に順に配された視野制限、及び光電変換
素子からなる受光器と、該受光器からの電気信号
に対し前記光源からの光が前記検体に入射する際
生じる散乱光のゆらぎを電気的特性波として選択
し強調する解析装置と、及びその出力装置とによ
りなる装置構成である。 この装置に於いて、光源からの光は前記検出部
分に入射して散乱されるが、該散乱光は、前記し
たように前記検体の相変化に応じてそのゆらぎに
変化が生ずる。この特性の散乱光を視野制限を介
して前記受光器により受光すると、上記散乱光の
ゆらぎが強調された状態で電気的信号に置換され
る。従つて、光源としては、前記検体に入射の際
その検体の相変化に追随した散乱光を発散し、さ
らに、該散乱光が視野制限を介して受光器により
受光されるとき、有効に電気信号に置換され得る
ものであれば良く、適当な白色光源又はレーザー
光源を用いることができる。なお、レーザー光源
としては、ガスレーザー、固体レーザー、半導体
レーザー等各種の波長のレーザー光を発振する発
振器を採用することができ、レーザー光源が用い
られる場合、コヒーレントなレーザー光の入射に
基づく散乱光もコヒーレントであり干渉効果を有
する。従つて、この場合の散乱光は前記検体の相
状態に応じてその特性をより強調して反映するの
で、その散乱光のゆらぎ特性をより鮮明に再現す
ることが可能となる。 また、本発明に於いて、被検対象である血液と
しては、全血液及び血漿液のいずれをも適応する
ことができる。血漿液を被検対象とする検体に対
する入射光に基づく散乱光は、その検体から全方
位に亘つて発散され、従つて、前記受光器の配設
位置としてはその検体から任意の角度方向位を適
宜選定することができるが、全血液を被検対象と
する検体の場合には、その着色性によつてその検
体位置に対し後方、即ち光源側の方向にその散乱
光のほとんどが散乱される。従つて、この場合、
この検体に対し後方の位置に前記受光器を配設す
るのが適当である。 また、上記した被検対象に添加されるべき凝固
開始剤としては、測定し検出すべき血液の凝固時
間について、外因系か内因系か、即ちプロトロン
ビン時間（PT）か部分トロンボプラスチン時間
（PTT）、活性部分トロンボプラスチン時間
（APTT）若しくはトロンビン時間（TT）等か
に応じて夫々異なつた試薬が用いられる。この試
薬成分も入射光の散乱に寄与するものであること
は前記したとおりである。なお、上記試薬として
具体的には、例えば、PT測定用として、トロン
ボプラスチン、塩化ナトリウム及び塩化カルシウ
ムを主成分とするもの、またAPTT測定用とし
て、家兎脳リン脂質、微粒子無水硅酸及び
HEPESを主成分とするもの等がある。 また、視野制限としては、板状材に適宜の径の
透孔を穿つてなるものが適当であり、前記受光器
の配設位置によつて指定した受光方向について、
受光すべき散乱光の経路途中に該視野制限板をそ
の透孔面が直面するように配置せられ、散乱光の
受光域を指定制限する。而して、光波の段階で測
定する散乱光のゆらぎを最大限強調する。つま
り、散乱光のゆらぎは視野の各部分にて独立して
起つている。即ち、あるところで散乱光が強くな
つたとき、他のところでは弱くなつている関係に
ある。従つて、受光すべき視野が広くなると、全
光量が多くなるが、これらのゆらぎが平均化され
るので見かけのゆらぎが少なくなり、全光量とゆ
らぎの比は益々小さくなる。このことから、散乱
光のゆらぎを観測するときには視野は狭いほど有
利である。 また、セルホルダーは前記検体を収容するセル
を保持し、セル内の検体を体温に匹敵する37℃に
維持する機能を有する。またこのセルホルダーの
側面には前記入射光及び前記散乱光の経路として
の開放部分を有する。 また、受光器としては、光電子増倍管、フオト
トランジスター等一般的な光電変換素子を用いる
ことができる。 次に上記受光器からの電気信号は、解析装置を
介してさらにレコーダー、デイスプレー等の出力
装置に出力されるが、上記解析装置に於いては、
上記受光器からの電気信号に対し前記した散乱光
のゆらぎ及びその変化点がより鮮明となるように
選択し強調する機能をなす。この解析装置として
は、バンドパスフイルタ、又はバンドパスフイル
タと検波器を順に連結した装置、又はバンドパス
フイルタ、検波器及び積分器を順に連結した装
置、又は検波器と積分器を順に連結した装置等を
適用することができる。なお、前記受光器からの
電気信号について、その200乃至300Hz以上の速い
信号は血液の凝固とは無関係に常時存在し、この
信号が散乱光のゆらぎに起因するものか、外界か
らの雑音か、また増幅器の雑音かは明確でない。
またこの速い信号を前記出力装置が忠実に再生で
きない場合もある。また、解析装置によつては非
常に遅い信号まで追行する場合に於いて、散乱光
の血液凝固に伴う変化まで捨うことがある。この
ため解析装置又はその構成部分としてバンドパス
フイルタは有効に機能する。 次に本発明の方法に係る血液の凝固点検出装置
を図に示す実施例に基づき説明する。 第１図に本発明方法を実施する実施例としての
装置を一部断面ブロツク図で示す。該実施例で
は、光源１としてHe−Neガスレーザー発振器
（発振波長；632.8nｍ、発振出力；≧0.5ｍＷ、ビ
ーム拡がり角；1.25ｍrad）をその発振光線が右
水平方向に照射するように左端位置に配し、該光
源１の右方には、順にセルホルダー８及び光源ト
ラツプ７が配設されている。該セルホルダー８に
は光源１からのレーザー光がその内部に入射でき
るようにその左側面に透孔を有し、また該入射光
に基づく散乱光を出射できる透孔を右側面に有す
る。また該セルホルダー８上部の開口を介して検
体３を収容するセル２（内容；５mmφ、外径；７
mmφ）が挿入され立設保持されている。またこの
とき、セルホルダー８は検体３を一定温度に維持
する恒温槽としても機能している。 また、該セルホルダー８の前方で、セル２内の
検体３位置から45゜角上方にずれた方向に順に、
その有する透孔面を夫々直面せしめて視野制限４
及び視野制限５を、さらに受光器６として光電子
増倍管を配設してなる。 さらに、上記各部はその夫々の所定位置にてブ
ラツクボツクス９内に収容されている。なお、該
ブラツクボツクス９の上部には開閉可能な扉部１
０が設けられており、ここからセル２に対する操
作がなされる。また、該ブラツクボツクス９はそ
の内壁が光線を吸収するように機能し、特定の光
線に対する影響を排除する。 上記した実施例での検出装置の構成部分に於い
て、光源１から発振するレーザー光線を入射光ａ
とし、該入射光ａは検体３部分にて散乱され散乱
光ｂ，ｃ及びｄを夫々の方向に発散する。このと
き、視野制限４及び５の透孔部分を通過する領域
の散乱光ｂは受光器６の受光面に達するが、それ
以外の散乱光ｄは光源トラツプ７にてまた散乱光
ｃはブラツクボツクス９の内壁面にて夫々吸収さ
れる。 次に、上記した散乱光ｂは受光器６に於いて電
気信号に変換せられるが、該電気信号は増幅器１
１により増幅せられる。 該増幅器１１による増幅電気信号特性につい
て、凝固開始剤として前記したPT測定用試薬が
添加され、また血漿液を被検対象とする検体３に
対する場合で、出力装置としてのレコーダーに直
接出力した場合の経時的な波形特性Ａを第４図に
示す。なお、同図に於いて、縦軸はレスポンス
を、また横軸は時間を示す。 この増幅信号特性Ａは、散乱光の平均的な強度
値の特性について、時間ｔが７〜15秒の間にてフ
イブリノーゲンの重合過程によると考えられる急
激な上昇が認められ、その上昇傾向の終点を考え
られる第１の極大値がイ時点付近に認められる
が、この特性のみからではPTに関する血液の凝
固時点が甚だ不明確であり、また上記平均的な強
度値線である基準値線P₁に対し波形のゆらぎが
認められるが、これから散乱光のゆらぎの経時的
変化を検出することも難しい。 従つて、本発明では上記増幅電気信号に対し散
乱光のゆらぎの特性波を選択し強調する解析装置
１２を採用するが、次に該解析装置の実施例及び
それによる特性波形を説明する。 先ず、本発明の方法に係る第１の実施例での解
析装置は、バンドパスフイルタ１２Ｉのみからな
るものである。該バンドパスフイルタ１２は、
第２図にて示す基本回路の５連結合回路構成であ
り、該基本回路は、入力端１６からコンデンサー
C₁と抵抗R₁とが順に直列結合され、該直列結合
端は同相入力端接地の演算増幅器O₁の逆相入力
端に結合され、該逆相入力端には抵抗R₂とコン
デンサーC₂の並列結合端が結合され、該並列結
合の他端は演算増幅器O₁の出力端１７に結合さ
れてなる。 バンドパスフイルタ１２を構成する各素子の
値は下表１に示す如くである。

【表】 また、そのフイルタ特性は次表２の如くであ
る。

【表】 前記した増幅電気信号を上記のバンドパスフイ
ルタ１２を介してレコーダー１３に出力して得
られた波形特性Ｂを第５図に示す。 この波形特性Ｂは、散乱光のゆらぎに対する経
時的な平均値をなす基準値線P₁が直線を呈する
波形となつており、測定開始時点からｔが11（秒）
までの時間にて比較的低いレスポンス値の波形が
周期的な変動を呈して認められるが、ｔが11〜13
（秒）の時間にてレスポンス値が急に大きくなり、
さらにｔが13（秒）の時点以降には低いレスポン
ス値の波形が周期的な変動を呈して続くものとな
つている。このとき、ｔが13（秒）の時点ロでゆ
らぎの変化点は明確であり、また用手法による値
とも一致したことから、この時点をPTに関する
凝固時点であるとすることができる。 次に、本発明の方法に係る第２の実施例での解
析装置１２として、次の構成及び特性を有するバ
ンドパスフイルタ１２を適用する場合、なお、
バンドパスフイルタ１２は、第２図に示す基本
回路の２連結合回路構成であり、その各素子の値
を下表３に示す。

【表】 また、そのフイルタ特性は次表４の如くであ
る。

【表】 前記した増幅電気信号を上記のバンドパスフイ
ルタ１２を介してレコーダー１３に出力して得
られた波形特性Ｃを第６図に示す。 この波形特性Ｃに於いて、その前期部分にて平
均的な値を呈する基準値線を直線P₃とするとき、
該基準値線P₃より上部の波形特性について、測
定開始時点からｔが10（秒）までの時間にては比
較的高いレスポンス値の波形が周期的な変動を呈
して認められるが、ｔが10〜12（秒）にて次第に
そのレスポンス値が小さくなり、ｔが12〜13（秒）
以降にては周期的な変動を呈する矩形波状の波形
であることを確認することができる。従つて、こ
の場合もゆらぎの変化点は明確であり、PTに関
する凝固時点も前記第１の実施例による場合とほ
ぼ一致し、ｔが12〜13（秒）の時点ハにあること
を検知できる。 上述のように、本発明に於いてその解析装置と
して多種のバンドパスフイルタを適用することが
できる。 次に、本発明の方法に係る第３の実施例での解
析装置１２として、前記バンドパスフイルタ１２
、検波器１２β及び積分器１２γを夫々順に連
結して構成した装置を適用する場合について示
す。 第３図には実施例での検波器１２β及び積分器
１２γの回路構成を示し、検波器１２βは、その
入力端から抵抗R₅（10KΩ）を介して同相入力端
接地の演算増幅器O₃の逆相入力端に結合され、
該逆相入力端にはダイオードD₁と抵抗R₆（1MΩ）
との並列結合端が結合され、該並列結合の他端は
演算増幅器O₃の出力端に結合されてなる。また
積分器１２γは、その入力端から抵抗R₇（1MΩ）
を介して同相入力端接地の演算増幅器O₄の逆相
入力端に結合され、該逆相入力端には抵抗R₈
（1MΩ）とコンデンサーC₅との並列結合端が結合
され、該並列結合の他端は演算増幅器O₄の出力
端１９に結合されてなる。 なお、検波器１２βに対するプリアンプとし
て、入力端１８から順に抵抗R₃（100KΩ）とコン
デンサーC₃（1μF）が直列結合され、該直列結合
端は同相入力端接地の演算増幅器O₂の逆相入力
端と結合され、また該逆相入力端には抵抗R₄
（100KΩ）とコンデンサーC₄（1μF）との並列結合
端が結合され、また該並列結合の他端は演算増幅
器O₂の出力端に結合されてなる構成の緩衝増幅
器１２αを適用する。該緩衝増幅器１２αは前段
のバンドパスフイルタ１２Ｉと検波器１２βとが
相互に影響し合つて特性が乱れるのを防止するた
め、直流分、不要な高域周波数成分を除去する。 上記した構成の第３の実施例での解析装置にに
於いて、前記バンドパスフイルタ１２Ｉからの出
力電気信号をその入力端１８から入力し、その出
力端１９からレコーダー１３に出力して得られた
PTに関する波形特性Ｄを第７図に示す。 この波形特性Ｄは、測定開始時点からｔが約13
（秒）までの時間にて、経時的な基準値直線P₄に
ついて大きくズレたレスポンス値を示して周期的
に大きく変動する波形を呈するが、ｔが13（秒）
の時点ニ以後にては、基準値直後P₄が平均的な
レスポンス値となる比較的に小さな変動値の周期
的な波形を呈する。このように、この波形特性Ｄ
ではその変化時点ニの位置が極めて鮮明であり、
またこの時点ニは前記第１の実施例での時点ロと
一致することから、散乱光のゆらぎの変化点、即
ちPTに関する凝固時点であることをより明確に
検出し確認することができる。 次に、本発明の方法に係る第４の実施例での解
析装置は、前記バンドパスフイルタ１２、検波
器１２β及び積分器１２γを夫々順に連結して構
成した装置を適用する場合について示す。なお、
この場合に於いても前記緩衝増幅器１２ａを検波
器１２βのプリアンプとして用いる。 この場合に於いて、前記バンドパスフイルタ１
２からの出力電気信号を入力端１８から入力
し、また出力端１９からレコーダー１３に出力し
て得られたPTに関する波形特性Ｅを第８図に示
す。 この波形特性Ｅは、経時的に平均値をなす基準
値直線P₅に対し、測定開始時点からｔが10〜11
（秒）までの時間にて比較的低いレスポンス値の
波形が周期的な変動を呈して認められ、ｔが10〜
11（秒）の時点ホから比較的に大きなレスポンス
値の波形が周期的に現われる特性をなす。このと
き、上記の時点ホは前記表２の実施例での時点ハ
とほぼ一致し、散乱光のゆらぎの変化点、即ち
PTに関する凝固時点であることをより明確に確
認し検出することができる。 上述のように、本発明に於いて、バンドパスフ
イルタ、検波器及び積分器からなる解析装置は散
乱光のゆらぎ特性をより明確に選択し強調する。 次に、本発明の方法に係る第５の実施例での解
析装置１２として、前記検出器１２βと積分器１
２γを順に連結して構成した装置を適用する場合
について示す。 この場合に於いて、増幅器１１からの第４図に
示す前記増幅電気信号を抵抗R₅端である検波器
１２βの入力端に入力し、積分器１２γの出力端
１９からレコーダー１３に出力して得られたPT
に関する波形特性Ｆを第９図に示す。 この波形特性Ｆは、経時的に平均値をなす基準
値直線P₆に対し、測定開始時点からｔが約13
（秒）までの時間にて安定した低いレスポンス値
の波形を呈し、ｔが約13（秒）の時点ヘ以後比較
的に大きなレスポンス値の波形が周期的に現われ
る特性をなす。このように、その変化時点ヘは明
確であり、また前記第１の実施例での時点ロと一
致することから、散乱光のゆらぎの変化点、即ち
PTに関する凝固時点であることを確認し検出す
ることができる。 上記したように、本発明に於いては、検体３か
らの散乱光のゆらぎを選択し強調する解析装置と
して多様な構成のものを選択的に適用することが
できるが、血漿液についてのPTの検出に関して
は、第７図での波形特性Ｄから判断されるように
その明示するゆらぎの変化点が極めて鮮明であ
り、またその変化時点ニの前後に於いて基準値直
線P₄からのズレの程度に相当な差異がある波形
特性を呈する点から、前記第３の実施例の解析装
置を適用した本発明の血液凝固点検出装置は後記
するような検出の自動化に於いて最適である。 上述した第１乃至第５の各実施例での構成及び
効果はいずれも血漿液についてのPTに関するも
のであるが、全血液若しくは血漿液についての
APTT、PTT、TT等の検出に関しても同じ原
理に基づき同様の効果を得ることができる。 たとえば、血漿液についてのAPTTに関し、
血漿液に凝固開始剤として前記したAPTT用試
薬を添加したものを検体３とし、前記PT関係と
同様の操作法による場合に於いて、先ず、前記第
１の実施例での解析装置、即ちバンドパスフイル
タ１２を適用したとき得られた波形特性Ｇを第
１０図に示し（なお、P₇は経時的に平均値をな
す基準値直線を、また39（秒）時点トはゆらぎの
変化時点を示す。）、次に、前記第２の実施例での
解析装置、即ちバンドパスフイルタ１２を適用
したとき得られた波形特性Ｈを第１１図に示す
（なお、P₈は上部に現われる波形を区分する経時
的な基準値直線を、また36〜37（秒）時点チはゆ
らぎの変化時点を示す。）。また次に、前記第５の
実施例での解析装置、即ち検出器１２βと積分器
１２γを順に連結して構成した装置を適用したと
き得られた波形特性を第１２図に示す（なお、
P₉は経時的に平均値をなす基準値直線を、また
約39（秒）時点リはゆらぎの変化時点を示す。）。 上記の波形特性Ｇ乃至に於けるト〜リのゆら
ぎの変化時点は夫々APTTに関する用手法によ
る結果と近似して一致し、夫々血液の凝固時点を
示すものであると認められる。 以上のように、本発明は、多種多様な血液につ
いての凝固点を機械的に得られる鮮明な特性波に
基づいて正確に検出し得る血液の凝固点検出方法
を提供するものであり、その得られる特性波が電
気的信号であることから、記憶装置１４及び演算
装置１５等によりなる自動制御装置と連結併用す
ることによつて血液の凝固点検出の完全な自動化
を図ることが可能である。

【図面の簡単な説明】

第１図…本発明の方法に係る実施例での装置の
一部断面ブロツク図、第２図…同解析装置として
のバンドパスフイルタの基本回路図、第３図…同
解析装置としての緩衝増幅器、検波器及び積分器
の連結回路図、第４図…同増幅器によるPTに関
する増幅信号波形特性Ａの経時的波形図、第５図
…同PTに関する第１の実施例での解析装置によ
る波形特性Ｂの経時的波形図、第６図…同PTに
関する第２の実施例での解析装置による波形特性
Ｃの経時的波形図、第７図…同PTに関する第３
の実施例での解析装置による波形特性Ｄの経時的
波形図、第８図…同PTに関する第４の実施例で
の解析装置による波形特性Ｅの経時的波形図、第
９図…同PTに関する第５の実施例での解析装置
による波形特性Ｆの経時的波形図、第１０図…同
APTTに関する第１の実施例での解析装置によ
る波形特性Ｇの経時的波形図、第１１図…同
APTTに関する第２の実施例での解析装置によ
る波形特性Ｈの経時的波形図、第１２図…同
APTTに関する第５の実施例での解析装置によ
る波形特性Ｉの経時的波形図。 図面符号の説明、１……光源、２……セル、３
……検体、４，５……視野制限、６……受光器、
７……光源トラツプ、８……セルホルダー、９…
…ボツクス、１１……増幅器、１２……解析装
置、１３……出力装置、１８……入力端、１９…
…出力端、ａ……入射光、ｂ，ｃ……散乱光、ｄ
……透過光、１２α……緩衝増幅器、１２β……
検波器、１２γ……積分器、イ〜リ……散乱光の
ゆらぎの変化時点、P₁〜P₉……基準値線。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 血液に凝固開始剤を添加した検体に対し入射
   する光源からの光に基づく散乱光を任意の角度方
   向位置にて光電変換素子により受光する場合に於
   いて、該受光が前記散乱光に対し視野を制限して
   なされ、該受光した散乱光のゆらぎを強調して測
   定し、該散乱光のゆらぎの変化点を検出すること
   を特徴とする血液の凝固点検出方法。 ２ 前記血液が血漿液である場合の特許請求の範
   囲第１項に記載の血液の凝固点検出方法。 ３ 前記光源からの光がレーザー光である場合の
   特許請求の範囲第１項又は第２項に記載の血液の
   凝固点検出方法。 ４ バンドパスフイルタを用いて前記受光した散
   乱光のゆらぎを強調する場合の特許請求の範囲第
   １項、第２項又は第３項に記載の血液の凝固点検
   出方法。 ５ バンドパスフイルタ、検波器及び積分器を
   夫々順に用いて前記受光した散乱光のゆらぎを強
   調する場合の特許請求の範囲第１項、第２項又は
   第３項に記載の血液の凝固点検出方法。 ６ 検波器及び積分器を順に用いて前記受光した
   散乱光のゆらぎを強調する場合の特許請求の範囲
   第１項、第２項又は第３項に記載の血液の凝固点
   検出方法。