FR 2476312 A1 19810821 FR 8102968 A 19810216 La présente invention concerne un procédé de photo- métrie permettant de déterminer des déroulements de réac- tion dans un échantillon, procédé dans lequel on mesure les intensités de la lumière transmise et de la lumière dispersée. L'invention concerne en outre un appareil photomé- trique permettant de déterminer des déroulements de réac- tion dans un échantillon, appareil qui comprend une source lumineuse, un récipient d'échantillon, un premier trans- ducteur photo-électrique que vient frapper-la lumière transmise et qui est disposé sur le côté du récipient d'échantillon situé en face de la source lumineuse, et un second transducteur photo-électrique que la lumière dispersée dans l'échantillon vient frapper. Des procédés de photométrie et des appareils photo- métriques du genre décrit initialement, par exemple pour déterminer et examiner le temps de coagulation et le pro- cessus de coagulation du sang sont connus, par exemple, d'après les brevets U.S. n0 4 116 564 et 3 593 568 et d'après le brevet britannique no 908 050. Dans ces bre- vets connus, on mesure la lumière transmise traversant l'échantillon et on l'évalue pour s'assurer de la coagu- lation. Le niveau de lumière mesuré est relativement bas, en particulier dans le cas de faibles valeurs de la lu- mière transmise, de sorte que-les valeurs mesurées se trouvent au niveau de bruit de l'appareil ou au voisinage de ce niveau et, par conséquent, ne contiennent qu'un faible degré d'information. En outre, des effets parasites ou d'interférence tels que des fluctuations de l'intensité de la source lumineuse, un rayonnement de lumière ambiante ou la présence de traînées de mélange dans l'échantillon peuvent affecter l'ordre de grandeur des effets mesurables et, par conséquent, fausser les valeurs mesurées. De plus, les changements de la translucidité ne sont souvent que légèrement prononcés dans des plasmas pathologiques à la suite de la formation de fibrine, de sorte que des diffi- cultés surgissent lorsqu'on détermine optiquement l'appa- 247631 2 ritior. de 'La coauulation. Un procédé et un appareil relatifs à la détermina- tion du temps de coagulation du sang sont également con- nus d'après la demande de brevet allemand publiée DOS 28 48 552, dans laquelle on mesure la lumière dispersée. Par contraste avec le procédé dans lequel on utilise la lumière transmise, le niveau de la lumière dispersée est plus élevé dans le cas d'une forte opacité et, par consé- quent, la mesure de l'opacité ou de la concentration de particules, en l'occurrence avec de la lumière dispersée, est plus fiable, tandis qu'inversement, lorsque la con- centration des particules et, par conséquent, Ala disper- sion dans l'échantillon sont faibles, le niveau de la lumière dispersée n'est pas situé au-dessus du niveau de bruit ou n'est situé que légèrement au-dessus de ce ni- veau, de sorte que, dans ce cas, une mesure fiable ne peut pas être effectuée. En outre, les effets parasites - déjà mentionnés pour le signal de transmission entrent de nouveau en jeu lorsqu'on mesure exclusivement la lu- mière dispersée. La demande de brevet allemand publiée DOS 28 36 607 décrit un système de mesure permettant de déterminer la pollution de l'eau par de l'huile ou du pétrole, système dans lequel on effectue une mesure de la lumière disper- sée avec une concentration relativement faible d'huile, étant donné que, dans le cas d'une faible concentration d'huile, le signal de lumière dispersée est affecté, dans une mesure sensiblement moindre que la lumière transmise, par d'autres impuretés telles que le sable et la rouille. Par contre, si la concentration des globules d'huile dans l'eau est plus forte, l'affaiblissement de la lumière devient plus grand que l'effet de dispersion et la mesure effectuée avec de la lumière dispersée est rendue impré- cise dans ce système. Pour cette raison, dans ce système de mesure connu, on passe automatiquement de la mesure de lumière dispersée à la mesure de lumière transmise lors- que la concentration en huile atteint une valeur prédé- terminée. Toutefois, ce système de mesure connu implique encore des mesures indépendantes les unes des autres, respectivement effectuées avec de la lumière dispersée et avec de la lumière transmise, de sorte que ces mesures présentent les inconvénients déjà mentionnés. Un procédé de photométrie et un appareil photomé- trique pour la mesure d'absorption sont connus d'après la demande de brevet allemand publiée DOS 27 57 197, dans laquelle la mesure d'absorption est effectuée avec de la lumière transmise. Afin d'empêcher la mesure d'absorption effectuée avec de la lumière transmise d'être affectée par des opacités présentes éventuelles, la lumière dis- persée par une opacité indésirable quelconque est inter- ceptée à un angle prédéterminé simultanément à la mesure d'absorption effective et, en réponse à cette interception, un signal d'avertissement est émis ou bien la mesure d'ab- sorption est interrompue. Toutefois, la lumière dispersée n'est pas mesurée et seule son apparition est constatée. La lumière dispersée n'est donc pas utilisée pour amélio- rer le procédé de mesure lui-même. L'invention a pour but de créer un procédé de photo- métrie et un appareil photamétrique permettant d'effectuer une mesure fiable, même avec de faibles niveaux de lumière transmise ou de lumière dispersée, et d'empêcher ou de compenser les effets parasites ou d'interférence se pro- duisant au cours de la mesure. En partant des procédés et appareils connus mention- nés initialement et suivant l'invention, on atteint ce but en mesurant les deux intensités simultanément et en combi- nant les signaux électriques correspondant, respectivement, à la lumière transmise et à la lumière dispersée pour for- mer un seul et même signal. Dans la mesure photométrique, l'un ou l'autre des niveaux respectifs de la lumière transmise et de la lu- mière dispersée prédomine généralement selon l'opacité ou la concentration, la dimension et/ou la forme des par- ticules de l'échantillon. En conséquence, si l'on ne con- naît pas le comportement de l'échantillon, on ne peut obtenir des résultats fiables que dans certains cas (les cas les plus favorables) par le procédé connu. Par contre, avec le Drocédé suivant l'invention, c'est-à-dire en mesu- rant le niveau de la lumière transmise et en mesurant le niveau de la lumière dispersée, puis en combinant les signaux électriques correspondants pour former un seul et même signal, il est possible d'effectuer une mesure fiable dans les deux cas. Des essais exhaustifs, effec- tués dans le cadre de l'invention, ont montré qu'il est- ainsi possible de doubler au moins le rapport signal/ bruit. De nombreuses mesures photométriques ont montré que, selon les exigences, le niveau de bruit, le niveau d'interférence ou les crêtes sont intensifiés sur l'un des deux signaux au cours d'une mesure, tandis que l'au- tre signal est sensiblement exempt d'interférence. Cela s'applique particulièrement à la lumière transmise dans le cas de traînées de mélange dans l'échantillon et à la lumière dispersée dans le cas d'effets de la lumière am- biante. On obtient un signal utile d'amplitude relative- ment grande en inversant l'un des signaux, puis en l'ajou- tant à l'autre signal pour former un seul et même signal, le niveau d'interférence ou les crêtes de bruit étant alors relativement faibles. Il est évident que la fiabi- lité de la mesure est ainsi accrue. Dans le cas d'effets d'interférence qui affectent le niveau de la lumière transmise et le niveau de la lu- mière dispersée, comme dans le cas d'une intensité va- riable ou fluctuante de la source lumineuse, on peut com-- penser une telle interférence en combinant les signaux de sortie opposés entre eux des transducteurs photo-élec- triques. Suivant un mode de réalisation préféré, les signaux électriques correspondant à la lumière transmise et à la lumière dispersée sont retranchés l'un de l'autre. Les signaux correspondant à la lumière transmise 24,'6312 et à la lumière dispersée sont de préférence différenciés avant l'opération de soustraction, en particulier lorsque des changements dans l'opacité ou dans la concentration des particules, ou encore dans la forme des particules O d'un échantillon doivent être déterminés. Cela est parti- culièrement indiqué lorsque des points particuliers doi- vent être déterminés dans la courbe d'opacité, tels que la "discontinuité due à l'effet de pipette" ou le point de coagulation lors de la détermination du temps de coa- gulation du sang. Selon un mode de réalisation avantageux de l'in- vention, les signaux de sortie des deux transducteurs photo-électriques sont amplifiés avant l'opération de différentiation ou avant l'opération de soustraction. A cet égard, il est particulièrement avantageux de procéder à une amplification standard au moyen de laquelle le rap- port signal/bruit du signal combiné peut être encore aug- menté, c'est-à-dire qu'il peut être de nouveau moins dou- blé. Selon un autre mode de mise en oeuvre important du procédé suivant l'invention, les deux valeurs électriques correspondant, respectivement, à la lumière transmise et à la lumière dispersée sont multipliées. De cette manière, le coût du montage de traitement des deux signaux de sor- tie des premier et second transducteurs photo-électriques peut être encore réduit et l'on obtient des avantages en ce qui concerne la forme optimale du signal combiné pour l'évaluation. Avantageusement, il est prévu dans le dernier mode de réalisation mentionné de l'invention un transducteur intensité/tension à l'une des entrées duquel est appliqué le signal de sortie de l'un des deux transducteurs photo- électriques, qui est constitué par un élément photo-élec- trique, l'autre transducteur photo-électrique, qui peut être, par exemple, une photorésistance, étant disposé dans le circuit de réaction du transducteur intensité/ tension. Cela permet de simplifier le montage avec ce résultat qu'on obtient un traitement supplémentaire sur canal unique instantané du signal. Le transducteur inten- sité/tension rend alors disponible un signal qu'on obtient en multipliant le signal de sortie de l'un des transduc- teurs photo-électriques par la valeur inversée de l'autre transducteur photo-électrique, c'est-à-dire en multipliant le signal de lumière transmise par le signal de lumière dispersée inversé. Dans un autre mode de réalisation avantageux de l'invention, la lumière dispersée est mesurée sous un angle de 900 à 1800 (rétrodispersion), de préférence sous un angle de 1000 par rapport à la lumière transmise. En outre, il est avantageux de couper la lumière dispersée dans le sens avant, au voisinage du faisceau de transmission, au moyen d'un diaphragme pour éviter une superposition de la lumière dispersée au faisceau de transmission et empêcher le signal présent dans la voie de transmission d'être affaibli par la lumière dispersée. Par ailleurs, il est avantageux de capter la lu- mière dispersée pour le canal de lumière dispersée de préférence au voisinage du point de pénétration de la lumière dans le récipient d'échantillon au début de la trajectoire d'absorption, afin de réduire au minimum l'ef- fet de recouvrement réduisant le changement de niveau de la lumière dispersée, de l'absorption de lumière dans l'échantillon et d'intensifier ainsi l'effet mesurable sur la voie de la lumière dispersée. Le procédé et l'appareil suivant l'invention, ainsi que leurs modes de mise en oeuvre et de réalisation ci- dessus mentionnés, conviennent particulièrement bien pour déterminer les temps de coagulation du sang. L'invention sera décrite ci-après en référence aux dessins annexés et dans le cadre de la détermination du temps de coagulation du sang, bien que le procédé et l'ap- pareil suivant l'invention puissent également être utili- sés avantageusement dans le cadre d'autres mesures photo- métriques, par exemple pour la détermination de la pollu- tion d'eau par de l'huile ou du pétrole, la détection de fautes en photométrie d'absorption ou le contrôle de pro- cessus de gélatinisation. D'autres caractéristiques de l'invention apparaî- tront au cours de la description qui va suivre. Aux dessins annexés uniquement à titre d'exemple - la figure 1 est une représentation schématique d'un mode de réalisation préféré d'un appareil photométri- que suivant l'invention; - les figures 2a et 2b représentent, respective- ment, la caractéristique du signal de transmission et celle du signal de transmission différencié lors de la détermination du temps de coagulation; - les figures 3a et 3b représentent, respective- ment, la caractéristique du signal de lumière dispersée et celle du signal de lumière dispersée différencié lors de la détermination du temps de coagulation; - la figure 4 est une courbe de valeur de seuil destinée à empêcher des phénomènes transitoires d'inter- férer avec le déroulement de la mesure; - la figure 5 représente un autre mode de réalisa- tion avantageux d'une partie du circuit de traitement de signaux; - la figure 6 est une représentation schématique de l'appareil photométrique suivant un autre mode de réa- lisation préféré de l'invention; et - la figure 7 est une représentation schématique d'un appareil pour analyses de coagulation optiques sui- vant un mode de réalisation particulier de l'invention. La figure 1 est une représentation schématique d'un dispositif photométrique comprenant une source lumi- neuse 1, un condenseur 2 qui assure le parallélisme de la lumière provenant de la source lumineuse, un diaphragme d'entrée 3, un récipient d'échantillon 4, un premier premier transducteur photoélectrique 6, un diaphragme de sortie de transmission 5 disposé entre le récipient d'é- chantillon 4 et le premier transducteur photo-électrique 6, un second transducteur photo-électrique 8 et un dia- phragme de sortie de lumière dispersée 7 disposé entre le récipient d'échantillon 4 et le second transducteur photo- électrique 8. Le premier transducteur photo-électrique 6 produit un signal de sortie constitué par un signal élec- trique ET correspondant au niveau de la lumière transmise et le second transducteur photo-électrique fournit un si- gnal de sortie constitué par un signal de lumière disper- sée ES correspondant au niveau de la lumière dispersée. La détermination du temps de coagulation du sang est utilisée à titre d'exemple en vue d'expliquer l'in- vention en se référant à une opération pratique. La déter- mination du temps de coagulation du sang est une mesure photométrique particulièrement importante, dans laquelle des procédures spéciales doivent être observées et pour laquelle le procédé de photométrie suivant l'invention et l'appareil photométrique suivant l'invention conviennent particulièrement bien. L'amplitude du signal de transmission est portée en fonction du temps t sur la figure 2a. A titre d'exemple, un plasma citraté, qui a été obtenu à partir de sang entier par centrifugation, est utilisé comme échantillon de départ. On fait incuber l'é- chantillon de plasma à 37WC. On ajoute un réactif spécifi- que à l'instant A (voir figures 2a, 2b, 3a, 3b) pour dé- clencher la coagulation. Une "discontinuité due à l'effet de pipette" se produit alors dans la caractéristique du signal de transmission et dans la caractéristique du si- gnal de lumière dispersée (voir figures 2a et 3a) et s'affaiblit et se fond en une caractéristique de signal continue. Un coude dit "point de coagulation" apparaît dans la caractéristique du signal à l'instant B et est provoqué par la première apparition de caillots de fibrine. Lors de la détermination du temps de coagulation, l'instant A, auquel le réactif déclenchant la coagulation est ajouté, est considéré comme point initial et l'instant B, auquel la coagulation commence, c'est-à-dire l'instant auquel le point de coagulation apparait, est considéré comme point final. Ces instants A et B meuvent être dé- terminés d'anrès la variation du signal de transmission ou la variation du signal de lumière dispersée. La pério- de de temps qui s'écoule entre l'instant A et l'instant B, c'est-à-dire entre l'instant auquel le réactif est ajouté et l'instant auquel le point de coagulation apparaît est le temps de coagulation IG. Sur la figure 2a, T0 repré- sente le niveau de transmission à la fin de l'incubation avant l'addition du réactif et TG représente le niveau de transmission au point de coagulation, T = 100 % étant, par définition, le niveau de transmission dans le cas d'un récipient d'échantillon rempli d'eau. Sur la figure 3a, S0 représente le niveau de lu- mière dispersée à la fin de l'incubation, SG représente le niveau de lumière dispersée au point de coagulation et rG représente le temps de coagulation. L'obscurité, c'est-à-dire le niveau 0 de lumière dispersée, est défi- nie par S = 0 %, le niveau de lumière dispersée dans le cas d'un récipient d'échantillon rempli d'eau est défini par S: 5 %, et le niveau de lumière dispersée d'un réac- tif spécifique est défini par S: 70 %. Le niveau de lumière transmise seul, ou le niveau de lumière dispersée seul, ne conduiraient pas à des si- gnaux évaluables dans de nombreux cas, en particulier lorsque le plasma ou le sang à tester photométriquement diffèrent sensiblement de plasma ou de sang sains (comme c'est le cas par exemple d'un plasma lipémique ou hémo- philique) de sorte que le procédé de photométrie classi- que ne peut pas être utilisé à cet effet. La mesure du temps de coagulation, dans des cas critiques et dans le cas d'échantillons différant considérablement de la norme, n'est possible que par combinaison des signaux de lumière transmise et de lumière dispersée. Des changements dans le niveau de lumière transmise ou le niveau de lumière dispersée de l'échantillon se produisent également par suite de l'addition du réactif. Ces effets sont compensés grâce à la conception de l'appareil selon l'invention, de sorte qu'il n'y a pas besoin de tenir compte d'aspects de la technologie de mesure optique lors du choix du réactif, si bien que celui-ci peut être choisi exclusivement en fonction des exigences du diagnostic médical. Comme on peut le voir d'après les figures 2a et 2b, une variation uniforme du niveau de lumière transmise ou du niveau de lumière dispersée peut se produire pendant le temps de réaction, c'est-à-dire entre l'addition du réactif et l'apparition du point de coagulation. Par con- séquent, les changements de pente doivent être utilisés pour déterminer les instants A et B afin qu'on puisse in- diquer de façon précise l'instant de coagulation. - La caractéristique dT du signal transmis différencié dS et la caractéristique - du signal de lumière dispersée différencié sont représentéessur les figures 2b et 3b, respectivement. Sur la figure 2b, dTR/dt représente la Dente avant le point de coagulation, dTF/dt représente la pente maximale après le point de coagulation et 'S re- présente le temps de montée de la pente. Sur la figure 3b, dSR/dt représente la pente avant le point de coagulation, dSF/dt représente la pente maximale après le point de coa- gulation et Ys représente le temps de montée de la pente. Les pentes sont présentes dans le signal différencié sous la forme de valeurs absolues en %Is. Le signal de lumière transmise et le signal de lu- mière dispersée sont différenciés dans des différentiateurs 11 et 12, respectivement (voir figure 1). Les signaux de sortie des transducteurs photo-électriques 6 et 8 ont été préalablement amplifiés dans des amplificateurs 9 et 10, respectivement. Les échantillons de plasma et les divers réactifs déclenchant la coagulation présentent de très grandes dif- férences dans la gamme du niveau de lumière transmise et dans la gamme du niveau de lumière dispersée, et de fai- bles valeurs de pente résultent de bas niveaux dans le cas du signal différencié. En conséquence, il est avantageux 24'6312 d'utiliser des amplificateurs normalisables au lieu d'am- plificateurs classiques 9 et 10, afin d'obtenir une ampli- fication normalisée des signaux de sortie des transduc- teurs photo-électriques 6 et 8 et afin d'obtenir un niveau uniforme peu de temps après l'addition du réactif et, plus précisément, après environ 3 secondes. De cette manière, on obtient des niveaux de référence indépendants du choix du réactif et indépendants des propriétés de l'échantillon pour l'évaluation ultérieure. Des essais effectués dans le cadre de la mesure pho- tométrique du temps de coagulation du sang ont montré que de légères variations de pente, qui n'ont rien à voir avec le début de la coagulation, se produisent après l'addition avec une pipette, en particulier dans le cas du signal de lumière transmise et en contraste avec le signal de lumiè- re dispersée. Ces variations de pente indépendantes du début de la coagulation sont plus faibles dans le signal de lumière dispersée. Au moyen du procédé suivant l'invention, c'est-à- dire en combinant le signal de lumière dispersée et le signal de lumière transmise pour former un seul et même signal, il est possible d'éliminer ou tout au moins de réduire notablement d'une manière commode les effets d'in- terférence et les facteurs auxquels le niveau de lumière transmise et le niveau de lumière dispersée sont soumis dans des mesures différentes, ce qui ne serait pas pos- sible si l'on évaluait exclusivement le niveau de lumière transmise ou exclusivement le niveau de lumière dispersée au cours de la détermination photométrique du temps de coagulation. Les signaux de sortie des différentiateurs 11 et 12 sont appliqués à un soustracteur 13, dans lequel les si- gnaux de lumière transmise différenciés et les signaux de lumière dispersée différenciés sont retranchés les uns des autres. Cela se traduit par les avantages déjà décrits en détail de la Drésente invention, à savoir en bref que des signaux évaluables peuvent encore être produits même dans des cas critiques, et que les valeurs mesurées peu- vent être déterminées avec une fiabilité accrue, étant donné que, comme décrit précédemment, des effets d'inter- férence sont fréquemment présents dans un seul des deux signaux, ou se produisent dans une mesure plus grande dans l'un des deux signaux que dans l'autre et, qu'en outre, les effets mesurables sont plus grands, soit dans le signal de lumière transmise, soit dans le signal de lumière dispersée, selon le cas particulier dans lequel *on se trouve. Comme décrit précédemment, et comme on peut le voir sur les figures 2a, 2b et 3a, 3b, des fluctuations consi- dérables, qui s'affaiblissent avec le temps, se produisent dans le signal de lumière transmise et dans le signal de lumière dispersée après l'addition du réactif. Dans un mode de réalisation particulier, pour empêcher les va- leurs mesurées et le procédé de mesure d'être compromis par ces "oscillations transitoires", il est prévu une interruption d'évaluation, par rapport à une courbe de valeur de seuil, comme représenté à titre d'exemple sur la figure 4. L'établissement de la valeur de seuil, qui sera décrit plus loin de façon plus détaillée, est assuré par la partie de montage 14 de la figure 1. Les grandes oscillations initiales des deux signaux sont rendues sans effet au moyen d'une interruption d'évaluation d'une durée de, par exemple, 4 secondes (voir figure 4). Un seuil fixe décroissant par rapport au temps est prévu, afin d'empê- cher la mesure d'être affectée, après l'instant A, par la disparition progressive de ces oscillations et les varia- tions de pente déjà mentionnées dans le signal de lumière transmise. Un seuil de signal retardé tiré du signal pri- maire différencié peut également être prévu en plus de ce seuil fixe. En conséquence, le circuit 14, représenté schématiquement sur la figure 1, est connecté au sous- tracteur 13. Afin d'éliminer les parties de signal qui interfèrent avec la mesure et qui ne concernent pas la mesure effective, le signal de sortie du soustracteur 13 ?476312 est comparé, dans l'étage de comparaison de seuil 15, avec la caractéristique de valeur de seuil rendue dispo- nible par l'étage d'établissement de valeur de seuil 14. Les signaux de sortie sont formés dans un étage d'évalua- tion du temps 16 connecté à la sortie de l'étage de compa- raison de valeur de seuil 15, et sont transmis à une unité d'affichage 17. De préférence, le transducteur photo-électrique 8 de mesure de la lumière dispersée et/ou le diaphragme de sortie de lumière disDersée 7 sont disposés de telle ma- nière que la lumière vienne frapper le second transducteur photoélectrique 8 de mesure de la lumière dispersée, sous un angle de 90 à 1800 par rapport au premier transducteur photo--électrique 6. Un angle particulièrement avantageux entre les premier et second transducteurs photo-électri- ques 6 et 8 est un angle de 1000. La dispersion avant, c'est-à-dire la lumière dis- persée dans l'ambiance du faisceau de lumière transmise, est coupée par le diaphragme de sortie de lumière transmi- se 5 et, par conséquent, on obtient un niveau moins affec- té du signal transmis. L'effet de la trajectoire d'absorption, qui affecte défavorablement le niveau de la lumière dispersée, est réduit au minimum par un masque de lumière dispersée, qui est avantageusement disposé au voisinage de l'entrée de la lumière dans le récipient, de sorte que le niveau de la lumière dispersée reste sensiblement non affecté par ledit effet. La figure 5 représente un autre mode de réalisation avantageux d'une partie importante de l'appareil suivant l'invention, qui remplace les amplificateurs 9, 10, les différentiateurs 11, 12 et le soustracteur 13 de la figure 1. Dans le mode de réalisation représenté sur la figure 5, le signal de lumière transmise ET provenant du premier transducteur photo-électrique 6 est appliqué à un ampli- ficateur normalisable 9' et le signal de lumière dispersée ES provenant dusecond transducteur photo-électrique 8 est appliqué à un amplificateur normalisable 10'. La mesure consistant à remplacer les amplificateurs 9 et 10 par des amplificateurs normalisables 9' et 10' a déjà été décrite et expliquée. Au lieu du soustracteur 13 de la figure 1, le mode de réalisation de la figure 5 comporte un amplifi- cateur différentiel 20, qui constitue un soustracteur permettant d'effectuer l'opération de soustraction néces- saire. La sortie de l'amplificateur différentiel 20 est connectée à un étage différentiateur 21, qui effectue la différentiation de manière analogique ou numérique selon les exigences. Les autres parties du montage et les au- tres éléments correspondent à ceux de la figure 1 et, par conséquent, ont été omis sur la figure 5. Le dispositif représenté sur la figure 5 est plus simple et peut être réalisé avec un plus petit nombre d'éléments de montage. On peut adapter la gamme de sortie de l'amplificateur différentiel à environ 2 x 25 % de la gamme d'entrée en élevant le signal de lumière transmise et le signal de lumière dispersée au même niveau (par exemple à 75 %) au moyen des amplificateurs normalisables 9' et 10', ce qui revient à quadrupler la définition. Des exigences impéra- tives en ce qui concerne la stabilité sont imposées au montage de la figure 1, étant donné que les signaux pro- duits dans les éléments de ce montage ne doivent pas être affectés, par exemple, par les effets du vieillissement ou de la température. Dans le cas o le montage est de construction analogique, une grande stabilité de ce genre ne peut être réalisée qu'à grands frais. Selon une varian- te, après l'étage différentiateur 21, la suite du traite- ment des signaux peut s'effectuer numériquement afin d'é- liminer les problèmes qui s'attachent à une dérive éven- tuelle et afin d'éviter des parties de montage analogiques compliquées pour le seuil de signal retardé et le seuil fixe. En principe, il est également possible d'utiliser un microprocesseur pour le traitement numérique. La figure 6 représente un mode de réalisation par- ticulièrement avantageux de l'appareil photométrique sui- vant l'invention. Les éléments 1 à 5 et 7 de la figure 6 correspondent à ceux qui portent les mêmes symboles de référence sur la figure 1. Un élément photo-électrique 6' est prévu sur la figure 6 pour constituer le premier transducteur photo-électrique 6 et une photorésistance 8' est prévue sur la figure 6 pour constituer le second transducteur photoélectrique. La lumière transmise vient frapper l'élément photo-électrique 6' et la lumière dis- persée vient frapper la photorésistance 8'. L'une des bornes de l'élément photo-électrique 6' est connectée à l'une des entrées 31 d'un transducteur intensité/tension , dont l'autre entrée 32, de même que l'autre borne de l'élément photo-électrique, est connectée à la masse. L'une des bornes de la photorésistance 8' est con- nectée à l'entrée 31 du transducteur intensité/tension, et l'autre borne de la photorésistance 8' est connectée à la sortie 33 dudit transducteur. Ainsi, la photorésis- tance 8' constitue une résistance de réaction dans le cir- cuit de réaction du circuit intensité/tension. La photo- résistance 8' sert de détecteur de lumière dispersée et sa valeur ohmique est fonction du niveau de la lumière dis- persée. En conséquence, il apparaît à la sortie du trans- ducteur intensité/tension 30 un signal qui correspond au produit du signal de lumière transmise par le signal de lumière dispersée inversé. Grâce au montage représenté sur la figure 6, on peut obtenir un circuit notablement plus simple pour la détection combinée des valeurs mesurées du signal de lu- mière transmise et du signal de lumière dispersée, avec cet avantage que le traitement se poursuit ensuite sur un canal unique. De préférence, la longueur d'onde de la lumière utilisée pour la mesure photométrique doit être choisie en fonction de la section droite de la dispersion des particules. Comme représenté sur la figure 1, on peut à cet effet prévoir un filtre 2' dans la lumière incidente. Selon un autre mode de réalisation préféré, (non reDré- senté), le filtrage peut s'effectuer, côté réception, en amont des transducteurs photo-électriques, ce qui,. en par- ticulier, offre la possibilité d'un filtrage séparé dans la voie de la lumière transmise et dans la voie de la lu- mière dispersée, dans la gamme de longueur d'onde préférée de 350 à 550 nm. Il en résulte une amplification du signal de lumière transmise et du signal de lumière dispersée. On obtient une longueur d'onde convenable par un filtrage approprié. La figure 7 est une représentation schématique de la disposition d'un mode de réalisation d'un appareil de mesure 40 de temps de coagulation suivant l'invention. Cet appareil est conçu pour deux emplacements de mesure 41, 41', destinés à recevoir les récipients d'échantillon. Aux emplacements de mesure 41, 41', sont respectivement asso- ciés des dispositifs d'affichage 42, 42'. Avant d'entreprendre la mesure effective, on règle le temps d'incubation au moyen d'un commutateur présélec- teur 43 ou 43'. Des générateurs de signaux 44, 44' indi- quent la fin de la période d'incubation. L'opération de mesure se déroule automatiquement après l'addition du réactif, les signaux optiques étant traités dans l'unité d'évaluation de la manière décrite. Les résultats de l'opération de mesure, c'est-à-dire le temps de coagu- lation du sang, sont présentés optiquement dans les unités d'affichage 42 et 42', respectivement. Une intervention pendant ou après l'opération de mesure est possible au moyen d'un bouton de remise à zéro 45 ou 45'. L'invention a été décrite ci-dessus en référence à des modes de réalisation relatifs à la mesure du temps de coagulation du sang. Toutefois, bien entendu, l'inven- tion n'est nullement limitée aux modes de réalisation décrits; elle est susceptible de nombreuses variantes sans s'écarter pour autant de son cadre ou de son esprit. En particulier, le procédé suivant l'invention et l'appa- reil suivant l'invention peuvent également être appliqués à des mesures photométriques dans d'autres domaines, par exemple pour déterminer la pollution d'eau par de l'huile, pour détecter des fautes en photométrie d'absorption et lors du contrôle de processus de gélatinisation. REVENDICATIONS 1. Procedé de phctormétre ?ermettant de né ermmner _. de dAi-erm-iner des déroulements de réaction dans un échantillon, dans lequel on mesure les intensités de la lumière transmise et de la lumière dispersée, caractérisé en ce que les deux intensités sont mesurées simultanément, et en ce que les signaux électriques, correspondant respectivement à la lumière transmise et à la lumière dispersée, sont com- binés pour former un seul signal. 2. Procédé suivant la revendication 1, caractérisé en ce que les signaux électriques, correspondant respecti- vement à la lumière transmise et à la lumière dispersée, sont soustraits. 3. Procédé suivant la revendication 1 ou 2, carac- térisé en ce que les signaux électriques correspondant respectivement à la lumière transmise et à la lumière dis- persée sont différenciés avanb la soustraction lors de la détermination de l'opacité ou d'un bchangement de la con- centration des particules de l'échantillon. 4. Procédé suivant la revendication 1, c_-ractrisé en ce que les signaux électriques, correspondant respec- tivement à la lumière transmise et à la lumière dispersée, sont multipliés. 5. Procédé suivant l'une quelconque des revendica- tions 1 à 4, caractérisé en ce que la lumière dispers-e est mesurée sous un angle de 90 à 180 (rétrodispersion) par rapport à la lumière transmise. 6. Procédé suivant la revendication 5, ceractArisé en ce que la lumière dispersée est mesurée sous un angle de 100 par rapport à la lumière transmise. 7. Procédé suivant l'une quelconque des revendica- tions 1 à 6, caractérisé en ce que la dispersion avant est coupée au voisinage du faisceau de transmission. 8. Procédé suivant l'une quelconque des revendica- tions 1 à 7, caractérisé en ce que la lumière dispersee est captée à partir de la trajectoire d'absorption pour le canal de lumière dispersée. 9. Procédé suivant la revendication 8, caractérisé en ce que la lumière dispersée est captée au voisinage du point d'entrée de la lumière, au début de la trajectoire d'absorption dans l'échantillon. 10. Procédé suivant l'une quelconque des revendi- cations 1 à 9, caractérisé en ce que la longueur d'onde de la lumière est choisie en fonction du comportement d'absorption et/ou de dispersion des particules provo- quant l'opacité. 11. Procédé suivant l'une quelconque des revendi- cations 1 à 10, caractérisé en ce que les canaux de la lumière transmise et de la lumière dispersée sont aména- gés séparément et de façon différente en ce qui concerne leurs propriétés spectrales selon le comportement d'ab- sorption et de dispersion de l'échantillon. 12. Procédé suivant l'une quelconque des revendi- cations 1 à 11, caractérisé en ce qu'il est utilisé pour déterminer les temps de coagulation du sang. 13. Procédé suivant la revendication 12, caracté- risé en ce que le maximum de la longueur d'onde de la lu- mière détectée est compris dans une gamme de longueur d'onde de 350 nm à 550 nm. 14. Appareil photométrique permettant de détermi- ner des déroulements de réaction dans un échantillon, caractérisé en ce qu'il comprend une source lumineuse (1), un récipient d'échantillon (4), un premier transducteur photo-électrique (6) que vient frapper la lumière trans- mise et qui est disposé sur le côté du récipient d'échan- tillon (4) situé en face de la source lumineuse (1), un second transducteur photo-électrique (8) que vient frap- per la lumière dispersée dans l'échantillon, et un élé- ment de montage connecté aux premier et second transduc- teurs photo-électriques, et qui combine le signal de lu- mière transmise produit par le premier transducteur photo- électrique (6) et le signal de lumière dispersée produit par le second transducteur photo-électrique (8) pour for- mer un seul signal. 15. Appareil suivant la revendication 14, caracté- risé en ce que ledit élément de montage est un soustrac- teur (13). 16. Appareil suivant la revendication 14 ou 15, caractérisé en ce que ledit élément de montage est un am- plificateur différentiel (20). 17. Appareil suivant la revendication 14 ou 15, caractérisé en ce que des différentiateurs respectifs (11, 12) sont disposés, l'un (11) entre le premier trans- ducteur photo-électrique (6) et le soustracteur (13), et l'autre entre le second transducteur photo-électrique (8) et le soustracteur (13), en vue de déterminer un change- ment d'opacité et un changement de la concentration des particules de l'échantillon. 18. ADpareil suivant la revendication 14 ou 16, caractérisé en ce qu'un différentiateur (21) est connecté à la sortie de l'amplificateur différentiel (20). 19. Appareil suivant l'une quelconque des revendi- cations 14 à 18, caractérisé en ce que des amplificateurs respectifs (9, 10) sont connectés aux sorties respectives des premier et second transducteurs photo-électriques (6, 8). 20. Appareil suivant la revendication 19, caracté- risé en ce que les amplificateurs, respectivement connec- tés à la sortie du premier transducteur photo-électrique et à celle du second transducteur photo-électrique, sont des amplificateurs normalisables (9', 10'). 21. Appareil suivant la revendication 14, caracté- risé en ce que ledit élément de montage est un transduc- teur intensité/tension. 22. Appareil suivant la revendication 14 ou 21, caractérisé en ce qu'une sortie de l'un des deux transduc- teurs photo-électriques est connectée à une entrée d'un transducteur intensité/tension (30),et en ce que l'autre transducteur photo-électrique est constitué par une photo- résistance (8') montée dans le circuit de réaction du transducteur intensité/tension (30). ? 47 5312 23. Appareil suivant i une quelconque des revndi- cations 14 à 22, lorsqu'il est utilisé pour déterminer les temps de coagulation du sang.