La présente invention a trait à un appareil automatique pour la détermination photométrique de la concentration de la bilirubine dans le sérum humain. On sait que la détermination de la concentration de la bilirubine dans le sérum humain et en particulier chez les nouveaux-nés, a parfois un caractère d'urgence en requérant des mesures qui doivent être effectuées dans n'importe quel moment du jour et de la nuit ; il est donc nécessaire que ces mesures puissent être faites très facilement et en sécurité, même de la part dlun personnel qui ne serait pas hautement spécialisé Pour la détermination de la concentration de la bilirubine dans le sérum humain, on connatt déJà des appareillages, qui exploitent une méthode photométrique, selon laquelle on prévoit d'effectuer des mesures en regard de deux longueurs d'onde convenablement pré-déterminées de manière telle que pour l'une d'elles on a une absorption de la lumière due à la fois à la bilirubine et à l'hémoglobine présentes dans le sérum, tandis que pour l'autre, on a une absorption de la lumière, due à la seule hémoglobmLe et correspondant à l'absorption obtenue à la longueur d'onde précédente. I1 en résulte donc évidemment qu'en partant de la différence des mesures fournies par ces appareils sous ces deux longueurs d'onde, il est possible de déterminer la concentration de la bilirubine présente dans le sérum. Ces appareillages connus sont d'un emploi complexe, puisqu'ils requièrent de nombreuses opérations de remise à zéro de l'instrument, avec la possibilité d'erreur relative ; en outre, ils en traient une grande perte de temps. Le but de la présente invention est de réaliser un appareil pour la détermination de la concentration de la bilirubine dans le sérum selon la méthode photométrique précisée, qui soit complète- ment automatique, qui permette la détermination de la concentration de la bilirubine dans un temps extrêmement bref et avec une grande précision et en outre qui soit utilisable meme par un personnel non spécialisé. En fait, selon l'invention, on a réalisé un appareil automatique pour la détermination photométrique de la concentration de la bilirubine dans le sérum comportant une source lumineuse placée en regard d'un détecteur-amplificateur logarithmique, et un support mobile pour un premier et, respectivement, un second filtresopti que3 chacun relatif à une longueur d'onde prédéterminée, ledit support étant commandé pour placer alternativement et cyliquement les deux filtres dans le parcours de la lumière entre un conteneur du sérum et le détecteur précité ; l'appareil comporte en outre, d'une part, un générateur de signaux de synchronisme associé audit support pour émettre un signal de synchronisme chaque fois qutun filtre se trouve dans le parcours de la lumière précitée, de meme que, d'autre part, un circuit destiné à élaborer les impulsions provenant du détecteur-amplificateur logarithmique et à fournir un signal indicatif de la concentration de la bilirubine dans le sérum.L'amplitude du signal cité est proportionnel à la différence entre les valeurs des deux impulsions contigües relatives aux deux longueurs d'onde différentes ; la sortie du circuit élaborateur est, à son tour, reliée à une entrée d'un amplificateur logarithmique et en outre à ltentrée d'un circuit de mémoire analogique destiné à mémoriser au cours de la mesure, un signal indicatif de niveau zéro ; la sortie du circuit de mémoire est reliée à la seconde entrée de l'amplificateur logarithmique précité, dont la sortie est envoyée à un appareil de lecture destiné à fournir I1 indication exacte de la concentration de la bilirubine dans l'échantillon en examen. L'appareil pour la détermination photométrique de la concentration de la bilirubine dans le sérum humain, selon l'inventiony sera mieux décrit et illustré ci-après en se reportant au dessin annexé qui représente : - Figure i : une vue schématique de l'appareil selon l'invention; - Figure 2 : une vue schématique du circuit élaborateur de l'appareil représenté figure 1. - Figures S à 8 : des graphiques destinés à illustrer le fonc tionnement de l'appareil selon l'invention. A la figure 1, on a représenté un schéma général de l'appareil selon l'invention qui comporte une source lumineuse 1 destinée à émettre un faisceau de lumière vers U22 un détecteur-amplificateur 2, en traversant un conteneur transparent 3, ou est placé l'échantil Ion du sérum à analyser et à travers un système de filtres, qui est décrit ci-après, destiné à permettre les mesures à deux lon gueurs d'onde # 1 et # 2 prédéterminées.Puisque, aux longueurs d'ondes prédeterminées, l'absorption de la lumière ayant traversé le sérum est une fonction exponentielle de la concentration de la bilirubine et - de l'hémoglobine, le circuit détecteur amplificateur 2 est choisi de type logarithmique de façon à avoir sur sa sortie 4 des signaux de tension ou impulsions qui indiquent les concentrations d'hémoglobine et de bilirubine dans le sérum, comme expliqué ci-après. Ces signaux sont suscessivement élaborés dans un appareil 5 pourvu d'un lecteur destinéournir une indication, par exemple sous forme digitale, de la valeur de/coneentra- tion de bilirubine dans l'échantillon en examen. En se reportant toujours à la figure 1, le système des filtres comporte un support mobile par exemple sous forme d'un disque tournant 6, qui est actionné par un motoréducteur 7 pour tourner à une vitesse constante. Le disque 6 présente, en des positions diamétralement opposées, deux filtres optiques 8 et 9 logés dans l'ouverture 10 et respectivement 11 de passage de la lumière. Un filtre, par exemple le filtre 8, permet le passage de la lumière ayant une longueur d'onde déterminée, relativement faible et par exemple une longueur d'onde #1 de quatre cent cinquante trois nanomètres pour laquelle on a une absorption de lumière due à la fois à la bilirubine et à l'hémoglobine présentes dans le sérum, tandis que le second filtre 9 permet le passage de la lumière ayant - une longueur d'onde plus grande que la précédente, par exemple une longueur .d' onde x 2 de cinq cent soixante quinze nanomètres, à laquelle on a une absorption due à la seile hémoglobine. Cette paire de longueurs d'onde > 1et ) 2 est choisie de façon convenable pour que les absorptions de lumière dues à a seule hémoglobine, qui est lélément perturbant la mesure, soient identiques à ces deux valeurs. Il est donc évident qu'en élaborant convenablement les impulsions électriques en sortie du circuit détecteur-amplificateur et ce en se basant sur la différence des absorptions aux deux valeurs des longueurs d'onde précitées, il est possible de déterminer la concentration de la bilirubine dans le sérum en examen. Cela est réalisé en effet par exemple en élaborant les signaux de la façon ci-après décrite en se reportant au schéma de la figure 2. À la figure 1, on a représenté en outre un générateur 12 de si gnaux de synchronisme par exemple, du type photoélectrique, qui est en mesure de fournir sur sa sortie 13 une impulsion de synchronisme à ltélaborateur 5 chaque fois qu'un des filtres 8 et 9 se trouve sur le parcours du faisceau de lumière dirigé vers le détecteur-amplificateur 2. En particulier, comme représenté à la figure 2, l'élaborateur 5 comporte un circuit 14 d'échantillonnage et de maintient des impulsions provenant du détecteur-amplificateur logarithmique 2, ce circuit 14 étant contrôlé par les signaux de synchronisme provenant de i2. La sortie du circuit échantillonneur t4 est envoyée, à travers un circuit 15 de soustraction de la composante contigEe, à un circuit convertisseur 16 destiné à eonvertir le signal en courant alterné en un signal en courant continu. La sortie du convertisseur16 est envoyée à une entrée drun amplificateur différentiel 17 et respectivement à entrée de la mémoire 18 à son tour reliée à l'autre entrée de l'amplificateur différentiel 17 précité, pour fournir un signal indicatif du niveau zéro de la mesure ; un contact 19 sert pour la mise à zéro de la mémoire au commencement de chaque mesure.La sortie- de l'amplificateur différentiel 17 fournit un signal proportionnel à la différence des signaux présents sur les deux entrées, dont la valeur, qui correspond donc à la concentration effective de -la bilirubine présente dans l'échantillon en examen, est-envoyée par exemple à un convertisseur analogique digital 20 ou autre instrument destiné à permettre une lecture de la mesure effectuée. le fonctionnement de l'appareil est maintenant expliqué ciaprès en se reportant aux figures 9 à 8 du dessin. La figure 3 représente le développement dans le temps des impulsions de tension V1, qui sont présentes à la sortie de l'amplificateur logarithmique 2, qui sont envoyées à l'entrée du circuit d'échantillonnage et de maintient 14. La succession dans le temps des impulsions ( figure 3 ) correspond à la fréquence de rotation du disque 6 de support des filtres et pa-r conséquent une impulsion relative à la longueur d'onde A t suit périodiquement une impulsion relative à l'autre longueur d'onde 2 2 On précise que le graphique de la figure 3 est seulement indicatif du fonctionnement de l'appareil puisqu'on suppose que les impulsions qui y sont représentées sont obtenues en absence de l'é- chantillon du sérum à analyser, ou bien avec une éprouvette remplie avec de l'eau distillée.La différence d'amplitude entre les impulsions X 1 et ;t 2 est due à- la réponse différente aux deux longueurs d'onde de l'ensemble source-lumineuse-détecteur, et elle peut cotre réglée à volonté, grace~à ltemploi de gélatines convenables neutres associées aux filtres 8 et 9, sans pour cela altérer le principe de fonctionnement de l'appareil. La figure 4 montre le développement dans le temps des impulsions de synchronisme V 2 fournies par le générateur 12 de signaux de synchronisme au moyen desquelles impulsions, on commende le circuit 14 d'échantillonnage et de maintien des signaux en sortie du dé tecteur-amplificateur 2. Comme on le voit des figures -3 et 4, les impulsions de synchronisme sont produites en dehors des temps de montée et de descente des impulsions en sortie du détectèur-amplificateur 2. La figure 5 montre, au contraire, le développement dans le temps du signal V en sortie du circuit 14 d'échantillonnage et de maintien, et respectivement la figure 6 montre le même signal de la figure 5 à la sortie du circuit 15 après à lui avoir soustrait la composante contigüe. Le signal présente donc un développement périodique où la valeur en amplitude est proportionnelle à la dif- férence entre les signaux 7t t et A 2 de la figure 5. La sortie V ' du circuit 15 est envoyée à un circuit convertisseur 16 pour convertir le signal alterné en un signal continu de valeur proportionnelle à l'amplitude du signal alterné lui-meme à la sortie du convertisseur 16, on aura donc un signal de tension toujours proportionnel à la différence de l'illumination présente sur le détecteur 2 en relation avec les deux longueurs d'onde prédéterminées. La sortie du circuit convertisseur 16 est envoyée en même temps au circuit de mémoire 18 et à une entrée dlun amplificateur différentiel 17. le signal présent à l'entrée de la mémoire 18 est mémorisé et tenu pendant toute la durée de la mesure pour être essentiellement fourni en soustraction au signal présent à l'autre entrée de l'amplificateur différentiel 17. Lorsqu'aux entrées de l'amplificateur différentiel 17, les deux signaux sont de valeurs égales, la sortie de I amplificateur 17 sera nulle ; pendant toute l'opération de mesure, le signal provenant de la mémoire 18 sera toujours constant ; par contre, le signal présent à l'autre entrée variera avec les échantillons en examen ; il est, par conséquent, possible de réaliser de cette manière une fonction de zéro automatique pour l'appareil. On considère maintenant l'effet provoqué sur les signaux des figures 3, 5 et 6-par l'introduction d'une éprouvette 3 contenant seulement de l'hémoglobine. Puisque les longueurs d'onde?L1 et a 2 sont préchoisies de façon telle que les densités optiques présentées par l'hémoglobine aux deux longueurs d'onde soient identiques et puisque la sortie de l'ensemble détecteur-amplificateur logarithmique 2 est supposé linéairement proportionnel à la densité optique elle-meme, on aura des signaux proportionnellement réduits de la même quantité3 comme il est schématiquement indiqué en traits pointillés à la figure 7. Par conséquent, la tension V ' à la sortie des circuits 15 et 16 sera essentiellement indentique à la précédente comme indiqué en trait continu sur les figures 5 et 6. En pratique, l'instrument doit continuer à donner une indication zéro. D'après ce qu'on vient de dire, on a compris qu'on a réalisé de cette façon une compensation automatique de la concentration d'hémoglobine présente dans le sérum en examen, comme demandé par la méthode de mesure photométrique. En pratique, par rapport au cas précédent, avec une éprouvette contenant de l'eau distillée, on aura un déplacement unique du niveau en continu dans le signal de la figure 5 présent à la sortie de l'échantillonneur 14. Si, au contraire, on insère un échantillon contenant de la bilirubine, onremarque une forte absorption de la lumière pour la lon gueur d'onde A 1 et une absorption presque nulle pour la longueur d'onde / 2 ; de ce fait, on aura des signaux en sortie du circuit détecteur-amplificateur 2 ayant des variations notables de niveau par rapport aux signaux précédents de la figure 3 ; cela est démontré en traits pointillés à la figure 8. Par conséquent, on aura aussi une variation sensible de la tension alternée en sortie du circuit échantillonneur 14 et du circuit de soustraction de la composante contigüe 15, comme représenté en traits pointillés aux figures 5 et 6. Ce nouveau signal, converti sous forme d'une tension continue du circuit 16, est maintenant employé seulement à la première entrée de l'amplificateur 17 qui soustrait le signal de niveau zéro provenant de la mémoire~18, en fournissant au convertisseur 20 un signal proportionnel à ia concentration de la bilirubine présente dans l'échantillon en examen. Pour contrôler l'étalonnage de l'instrument et mettre en évidence les anomalies éventuelles de fonctionnement, il est possible d'introduire dans le conteneur 3 un filtre en verre coloré ayant une transmission à deux longueurs d'onde, telle à correspondre à une lecture connue sur l'instrument visualiseur. Une commande de standardisation 20' permet de faire varier la constante de conversion du convertisseur analogique digital 20 de façon telle que sur le visualisateur on puisse lire la valeur désirée et donc régler les gains de toute la chaine de l'instrument de mesure. D'auprès ce qu'on a décrit et montré sur les dessins annexés, on a donc compris qu'on a réalisé un appareil pour la détermination automatique de la concentration de la bilirubine dans le sérum humain, qui est en mesure de fournir de façon simple et rapide l'indication voulue. On comprend toutefois que ce qu'on a décrit et représenté en se reportant aux exemples des figures annexées, est donné à titre indicatif des solutions de l'invention, qui consiste essentiellement dans un appareil automatique pour la détermination de la concentration de la bilirubine contenue dans le sérum humain, où deux filtres optiques, de longueurs d'onde-prédéterminées sont pé et riodiquementtBuccessivement interposés dans le parcours de la lu mière, entre l'éprouvette contenant l1échantillon en examen et un détecteur-amplificateur du type logarithmique en mesure de fournir en sortie des signaux proportionnels à l'absorption de lumière, signaux qui, convenablement élaborés selon ce qui précède, sont ensuite fournis à une entrée d'un amplificateur différentiel, à l'autre entrée duquel est continuellement présent un signal du niveau zéro mémorisé pour réaliser ainsi une fonction de zéro automatique de la mesure elle-même. Il est donc évident que l'appareil pourra également être réalisé avec des conposantes ou avec des circuits différents de ceux qu'on a représenté sans pour cela s'écarteur du cadre de l'invention elle-mEme. REVENDIC'ATIONS 1. Appareil automatique pour la détermination photométrique de la concentration de la bilirubine dans le sérum, c a r a c t é r is e- en ce qu'il comporte une source lumineuse placée en face d'un détecteur-amplificateur logarithmique, et un support mobile pour un premier et respectivement un second filtres optiques, chacun relatif à une longueur d'onde prédéterminée, ledit support étant commandé pour placer alternativement et cycliquement les filtres dans le parcours de la lumière, entre un conteneur transparent recevant le sérum d'une part, et le détecteur précité d'autre part, cet appareil comportant en outre un générateur de signaux associé audit support pour émettre un signal de synchronisme chaque fois qu'un filtre se trouve dans le parcours de la lumière citée, de même qu'un circuit destiné à élaborer les impulsions provenant du détecteur-amplificateur logarithmique en fournissant un signal, dont la valeur est proportionnelle à la différence entre les valeurs des deux impulsions contigdes relatives aux deux longueurs d'onde susdites, la sortie du circuit élaborateur étant, à son tour, reliée tant à l'une des entrées d'un amplificateur logarithmique, qu'à l'entrée d'un circuit de mémoire destiné à fournir, au cours de la mesure, un signal indicatif du niveau zéro à la seconde entrée de l'amplificateur logarithmique cité, dont la sortie est envoyée à un instrument de lecture destiné à fournir l'indication exacte de la concentration de la bilirubine dans l'échantillon en examen.