JPS606871A - 血液の凝固点検出方法 - Google Patents

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。

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方法及びその検出装置に関する
。

患者の出面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（Ａ　Ｐ　Ｔ　Ｔ　）　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ィブリンが析出するまでの時間を視
覚によって検知するものであった。

これらの従来方法は、血液の凝固時の判定か主観的であ
り、測定者によって個人差があり、また測定に熟練を要
し、またその信頼性に不安があった。

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っている。

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ζこ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
けるフィブリノーゲンの重合による濁度変化が測定され
るものであって必ずしも流動性変化の直接証明とはなっ
ていない。従って、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、また被検血液によってはその凝固時間の測定か
不可能になったりする場合も少な（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
規な方法及びその検出装置を提供するものであり、 先ず、血液のｒｈｊ固点検出方法について次の構成を特
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
光源からの光に基つく散乱光を、視野を制限した任意の
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に於ける原理は、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ィブリノーゲンが
約５００λの大きさで存在しているが、凝固開始剤添加
後その相は、フィ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、フィ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ィブリノーゲンが
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ｌＳ成分
が多いものとなる。次に、中段過程では、重合反応によ
りフィ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５００１）に対しその５〜６倍の入きさ
く約３０００χ）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、従って、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、検体中のフィブリノーゲンのほとんどが重合した
ゲル状のフィブリンと化し、は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
い運動状態のフィブリノーゲンが消失して遅い運動状態
のフィブリンを含むことになり、この過福での散乱光の
ゆらき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つく散乱光を
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」二重した特
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、」二連した現象
に基づいたものであり、入射光に基つく散乱光の特にそ
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、この方
法を実施する本発明に係る血液の凝固点検出装置は、次
の構成特徴を有する。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す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
する酪化じる散乱光のゆらき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
構成を特徴とする。

上記構成特徴の本発明に係る血液の凝固点検出装置に於
いて、光源からの光は前記検体部分に入射して散乱され
るか、該散乱光は一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。従って、光源としては、１１Ｓ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は良く、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カダでき、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つ
く散乱光もコヒーレントであり干渉効果を有する。従っ
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力）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では、
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って発散され、従って
、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、全面液を被検
対象とする検体の場合には、その着色性によってその検
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。

従って、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、」二重した被検対象に添加されるへき凝固開始剤
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っ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
ってなるものが適当であり、前記受光器の配役位置によ
っ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１ｆｉｌｌ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
立して起っている。即ち、あるところで散乱光が強くな
ったとき、他のところでは弱くなっている関係にある。

従って、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
きが少なくなり、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ｊＩＩ記散乱散乱光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、フォトトランジ
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、ディ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、」二重受光器からの電
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、バンドパスフィルタ、又はバンドパ
スフィルタと検波器を順に連結した装置、又はバンドパ
スフィルタ、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６００　Ｈｚ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
忠実に再現できない場合もある。また、解析装置によっ
ては非常に遅い信号まで追付する場合に於いて、散乱光
の血液凝固に伴う変化まで拾うことがある。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ィルタは有
効に機能する。

次に、本発明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図に実施例での血液の凝固点検出装置を一部縦断面
フロー図で示す。該実施例では、光源１としてＨｅ−Ｎ
ｅガスレーザー発振器（発振波長；６１２．８　ｎｍ、
発振出力；≧０．５　ｍＷ、ビーム拡がり角ｉ　１．２
５　ｍｒａｄ　）をその発振光線か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及び光源トラップ７が配設されている。該
セルホルダー８には光源１からのレーザー光かその内部
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−８上部の開口を介して検体３を収
容するセル２（内径；５ｗｎφ、外径、’７ｍｍφ）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ックボ
ックス？内に収容されている。なお、該ブラックボック
ス９の上部には開閉可能な扉部１０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
ックボックス９はぞ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から発振するレムザー光線を入射光ａとし、該入射光
ａは検体６部分にて散乱され散乱光す、ｃ及びｄを夫々
の方向に発散す乞。

このとき、視野制限４及び５の透孔部分を通過する領域
の散乱光すは受光器６の受光面に達するが、それ以外の
散乱光ｄは光源トラップ７にてまた散乱光Ｃはブラック
ボックス９の内壁面にて夫々吸収される。

次に、上記した散乱光すは受光器乙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１１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測定用試薬か添加され、また血
漿液を被検対象とする検体６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、時間もが７〜１６秒の間にてフィブリノーゲ
ンの重合過程によると考えられる急激な」二昇が認めら
れ、その上昇傾向の終点と考えられる第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ａ同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。

従って、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、解析装置の第１の実施例は、バンドパスフィルタ
１２Ｉのみからなるものである。該バンドパスフィルタ
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
Ｃ，と抵抗Ｒ。

とが順に直列結合され、該直列結合端は同相入力端接地
の演算増幅器色の逆相入力端に結合され、該逆相入力端
には抵抗Ｒ３とコンデンサーＣ７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。

バンドパスフィルタ１２Ｉを構成する各素子の値は下表
１に示す如くである。

（表１） また、そのフィルタ特性は次表２の如くである。

（表２） 前記した増幅電気信号を上記のバンドパスフィルタ１２
Ｉ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Ｐ、が直線を呈する波形となってお
り、測定開始時点からもが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Ｌ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
て続くものとなっている。このとき、Ｌ力５１６（秒）
の時点口でのゆらきの変化点ζま明確であり、また用手
法による値とも一致したこと力）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、解析装置１２の第２の実施例として、次の構成及
び特性を有するノくンドノ々スフイルり１２ｍを適用す
る場合、なお、ノくンド／ぐスフイルタ１２」■は、第
２図に示す基本回路の２　ｊ！ｌ！に’；合回路構成で
あり、その各素子の値を−Ｆ表６に示す。

（表６） また、そのフィルタ特性は次表４の如くである。

（表４） 前記した増幅電気信号を」二重のバンドパスフィルタ１
２ＩＩ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ω値線Ｐ
３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、ちが１０〜
１２（秒）にて次第にそのレスポンス値が小さくなり、
ｔが１２〜１６（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
って、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
できるっ上述のように、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ィルタを適用することができる
。

次に、解析装置１２の第６の実施例として、前記バンド
パスフィルタ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
Ｒ６（１０にΩ）を介して同相入力端接地の演算増幅器
０３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（ＩＭΩ）との並列結合端が結合さ
れ、該並列結合の他端は演算項・幅器０３の出力端に結
合されてなる。また積分器１２ｒは、その入力端から抵
抗Ｒ７（ＩＭΩ）を介して同相入力端接地の演算増幅器
０４の逆相入力端に結合され、該逆相入力端には抵抗Ｒ
ｓ　（’Ｉ　ＭΩ）とコンデンサー０５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０４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Ｒｓ　（１ｏ　ＯＫΩ）とコンデンサ
ー０３（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Ｏ８の逆相入力端と結合され、
また該逆相入力端には抵抗Ｒ，（１００にΩ）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０２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ィルタ１２Ｉと検波器
１２βとが相互に影響し合っ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６の実施例での解析装置にに於いて、
前記バンドパスフィルタ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に関する波形特性りを第
７図に示す。

この波形特性りは、測定開始時点からもが約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
し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か１６牡の時点二以後にては、基準値直
線Ｐ４がＳ１／、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
波形特性りてはその変化時点二の位置が極めて鮮明であ
り、またこの時点二は前記ｆｉｌ　１の実施例での時点
口と一致することから、散乱光のゆらきの変化点、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、解析装置１２の第４の実施例として、前記バンド
パスフィルタ１２１■、検波器１２β及び積分器１２γ
を夫々類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１２
α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、前記バンドパスフィルタ１２１１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（直をなす基準値直線
Ｐ５に対し、測定開始時点からもか１０〜１１■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第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ａ同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、バンドパスフィルタ、
検波器及び積分器からなる解析装置は散乱光のゆらき特
性をより明確に選択し強調する。

次に、解析装置１２の第５の実施例として、前記検波器
１２βと積分器１２γ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１
３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ｊＳす基準値直線
Ｐ６に対し、測定開始時点からもが約１６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１
６牡の時点へ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
点へ（よ明確であり、また前記第１の実施例での時点口
と一致することから、散乱光のゆらきの変化点、即ちＰ
Ｔ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図での波形特性り
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、またその変化時点二の前後に於いて
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、ＰＴＴｌＴＴ
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
ａ面間始剤として前記したＡＰＴ’ｌ°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
、即ちバンドパスフィルタ１２■を適用したとき得られ
た波形特性Ｇを第１０図に示しくなお、Ｐ７は経時的に
平均値をなす基準値直線を、また３９抄時点トはゆらぎ
の変化時点を示す。）、次に、前記第２の実施例での解
析装置、即ちバンドパスフィルタ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、Ｐ、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６６〜３７嫡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、即ち検波器
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工を第１２図に示す（なお
、Ｐ９は経ｇ４７的？ご平均値をなす基準値直線を、ま
た約３９枕時点りはゆらぎの変化時点を示す。）。

」二重の波形特性Ｇ乃至Ｉに於けるト〜りのゆらぎの変
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ａ同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及びその装置を提供す
るものであり、その得られる特性波が電気的信号である
ことがら、記憶装置１４及び演算装置１５等によりなる
自動制餌ｊ装置と連結併用することによって血液の凝固
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・・・本発明に係る実施例での血液の凝固点検出
装置の一部縦断面フロー図、第２図・・・同解析装置と
してのバンドパスフィルタの基本回路図、第６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Ｃ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５の実施例での解析装置によ
る波形特性りの経時的波形図、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ＡＰ
ＴＴ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時１・ＩＩの経時
的波形図。 図面符号の説明 １・・・光源、２・・・セル、３山検体、４．５・・・
視野制限、６・・・受光器、７・・・光源トラップ、８
・・・セルホルダー、９・・・ボックス、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〜
す・・・散乱光のゆらぎの変化時点、Ｐ１〜Ｐ９・・・
基阜値線。 出願人　小野薬品工業株式会社

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
   光源からの光に基つく散乱光を、視野を制限した任意の
   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項記載の血液の凝固点検出方法。 （６）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項及び第２項記載の血液の凝固点検出方
   法。 （４）バンドパスフィ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項乃至第
   ６項記載の血液の凝固点検出方法。 （５）バンドパスフィルタ、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項乃至第６項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項乃至
   第３項記載の血液の凝固点検出方法。 （７）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構成を特徴とする血液
   の凝固点検出装置。 （８）前記光源が、レーザー光発振器である場合の特許
   請求の範囲第７項記載の血液の凝固点検出装置。 （９）前記血液が、血漿液であり、また前記視野制限及
   び受光器が、前記セルのｎ’ｓ方位置に配されてなる場
   合の特許請求の範囲第７項及び第８項記載の血液の凝固
   点検出装置。 （１０）　前記解析装置が、バンドパスフィルタにより
   なる場合の特許請求の範囲第７項乃至第９項記載の血液
   の凝固点検出装置。 （１１）前記解析装置が、バンドパスフィルタ、検波器
   及び積分器を夫々順に連結せしめてなる場合の特許請求
   の範囲第７項乃至第９項記載の血液の凝固点検出装置。 （１２）　前記解析装置が、検波器及び積分器を順に連
   結せしめてなる場合の特許請求の範囲第７項乃至第９項
   記載の血液の凝固点検出装置。