JP2015167823A - 歯髄撮像装置及び歯髄観測方法 - Google Patents

Abstract

【課題】歯髄撮像の分解能及び感度を向上させる。
【解決手段】スーパーコンティニュアム光を生成する光源と、光源からのスーパーコンティニュアム光を歯髄に照射して、反射光を入力し、スーパーコンティニュアム光との干渉画像を得る画像生成装置とを有する歯髄撮像装置である。光源は、励起光源１４と、励起光源からの連続光を入力するループ状に構成された希土類元素の添加された光ファイバー１１とを有し、ソリトンパルスを、１００ＭＨｚ以上の周波数で発生させる。そのソリトンパルスを入力して増幅するファイバー増幅器２０と、ファイバー増幅器の出力するソリトンパルスの中心波長を長波長側にシフトさせる波長シフトファイバー３０と、波長シフトファイバーの出力するソリトンパルスを入力して、非線形光学効果により、スーパーコンティニュアム光に変換する高非線形光ファイバー５０とを有する。この装置により深い位置の歯髄の画像を高分解能で得ることができる。
【選択図】図１

Description

本発明は、深部の歯髄画像の取得を可能にした歯髄撮像装置及び歯髄観測方法に関する。特に、再生医療において歯髄の成長を観測するのに適した装置及び方法に関する。

超短パルス光を高非線形光ファイバーに導入することによりスーパーコンティニュアム光（Ｓｕｐｅｒｃｏｎｔｉｎｕｕｍ）が発生することは良く知られている。この波長帯域は数百ｎｍに及ぶ。このような広帯域光は、光断層計測や分光計測などの先端光計測の分野において、非常に有用である。特に、１５００ｎｍ〜１９００ｎｍ波長帯域におけるスーパーコンティニュアム光は、水分の吸収が少なく、歯髄を高い分解能でより深く断層撮影することに適している。

また、歯科領域において、ヒト歯の内部観察技術は、う蝕・歯髄炎の診断など、欠かすことの出来ない技術である。最近、歯髄再生技術が開発され、その活用が期待されているが、歯髄の状況を観察するための技術が未確立であり、その開発が求められている。従来用いられてきた歯科用Ｘ線撮影では、う蝕は診断できるものの、歯髄の炎症状態あるいは生死の状況までは観察することができない。また、ごくわずかではあるが放射線被ばくの問題があり、また分解能もｍｍ程度で鮮明な画像は得られない。一方、最近、光断層計測（ＯＣＴ）技術の歯科領域への活用も試みられ始めた。しかしながら、これまでヒト歯は光の透過率が低いため侵達長が１ｍｍ程度であり、充填物の不適合や、う蝕の診断は歯科用Ｘ線撮影に比べかなりの向上がみられるが、より深部にある歯髄を観察することはできなかった。

歯髄の診断方法として、他に電気的歯髄診断装置があるが、電気的刺激による患者の痛覚により歯髄の生死を判断するもので、客観性に欠けることが問題である。さらに、ＭＲＩでは、水が高信号になるＭＲＩ Ｔ２強調像において、歯髄組織のようなみずみずしい組織は高信号（白）を呈するのに対して、空洞あるいはおから状の死滅した組織は低信号（黒）を呈するため、歯髄の生死の判定が可能である。しかしながら、３ｍｍごとのスライス断片像で解像度が低く、歯髄の局所的な詳細情報は得られにくい。

特開２００５−３３１８１８号公報 特開２００３−１４９６９５号公報 特開平１０−９０７３７号公報

しかしながら、従来のスーパーコンティニュアム光源を用いた光断層計測では、必ずしも十分な分解能且つ高感度の画像が得られていない。そこで、本発明は、十分な分解能と感度とが得られるスーパーコンティニュアム光源を用いた歯髄撮像装置を実現することを目的とする。

本発明は、スーパーコンティニュアム光を生成する光源と、光源からのスーパーコンティニュアム光を歯髄に照射して、反射光を入力し、スーパーコンティニュアム光との干渉画像を得る画像生成装置と、を有する歯髄撮像装置である。
本発明において、画像生成装置は、干渉画像を生成する受光装置と、光源からのスーパーコンティニュアム光を歯髄まで導き、歯髄から反射された測定光を受光装置の受光面まで導く測定光系と、光源からのスーパーコンティニュアム光を分岐して、分岐されたスーパーコンティニュアム光を測定光系の光路長に等しい光路長を伝搬させて受光装置の受光面に導いて、測定光と干渉させる参照光を得る参照光系とを有する装置とすることができる。
また、本発明において、画像生成装置は、受光装置の受光面上に得られる干渉画像を処理して、歯髄の断層画像を得る画像処理装置と、断層画像を表示又は印刷する出力装置とを有する装置とすることができる。

本発明において、光源の出力するスーパーコンティニュアム光の中心波長は、１．５μｍ以上、１．９μｍ以下の帯域に存在することが望ましい。さらに、光源の出力するスーパーコンティニュアム光の中心波長は、１．５μｍ以上、１．７μｍ以下の帯域に存在することが望ましい。また、干渉画像による歯髄の深さ方向の分解能は、４．９μｍ以下とすることができる。

本発明の一態様として、光源は、励起光源と、励起光源からの連続光を入力するループ状に構成された希土類元素の添加された光ファイバーであって、連続光を一方向に巡回させることにより、ソリトンパルスを、５０ＭＨｚ以上の周波数で発生させて、出力するファイバーレーザと、ファイバーレーザの出力するソリトンパルスを入力し、そのソリトンパルスを増幅するファイバー増幅器と、増幅されたソリトンパルスを入力して、非線形光学効果により、スーパーコンティニュアム光に変換する高非線形光ファイバーとで構成することができる。また、ソリトンパルスは、１００ＭＨｚ以上の周波数で発生させることがより望ましい。

また、本発明の一態様として、ファイバーレーザは、光ファイバーの光路にカーボンナノ構造体を分散させたフィルムが光路に挿入され、連続光を一方向に巡回させて、カーボンナノ構造体による可飽和吸収特性によりソリトンパルスを発生させる装置とすることができる。
また、本発明の一態様として、光ファイバーには、特定方向に偏光した光を透過する偏光制御素子が光路に挿入され、光ファイバーは光強度に応じて偏光が変化する特性であり、ファイバーレーザは、連続光を一方向に巡回させて、特定方向に偏光したソリトンパルスを発生させる装置とすることができる。

また、本発明の一態様として、ファイバーレーザは、連続光を光ファイバー内を一方向に巡回させて、光ファイバーにおいて、ソリトン−シミラリトン発振を起こさせてソリトンパルスを発生させる装置とすることができる。
また、本発明の一態様として、ファイバー増幅器の出力するソリトンパルスの中心波長を長波長側にシフトさせる波長シフトファイバーを有し、波長シフトファイバーの出力するソリトンパルスを高非線形光ファイバーに入力させる装置とすることができる。
また、本発明の一態様として、ファイバー増幅器の出力するソリトンパルスの分散補償を行う回折格子を有しても良い。

本発明において、測定光系は、測定光の波形を成形する分散補償ガラスが挿入されていても良い。本発明おいて、ファイバーレーザの出力するソリトンパルスの繰返周波数を、５０ＭＨｚ以上、３００ＭＨｚ以下とするように、ファイバーレーザの光ファイバーの長さが調整されていることが望ましい。さらに、ソリトンパルスの繰返周波数を、１００ＭＨｚ以上、３００ＭＨｚ以下とするように、ファイバーレーザの光ファイバーの長さが調整されていることが望ましい。ソリトンパルスの繰返周波数を、１００ＭＨｚ以上、３００ＭＨｚ以下とした場合には、光ファイバーの長さは、屈折率にもよるが、４．５ｍ以下、１．５ｍ以上の範囲となる。

光ファイバーには、希土類元素、特に、エルビウム（Ｅｒ）が高濃度で添加されている光ファイバーを用い、偏波保持光ファイバーとすることが望ましい。また、ファイバーレーザとファイバー増幅器との間には、ファイバーレーザの出力するソリトンパルスのパルス幅を広くするパルス拡幅ファイバー（シングルモードファイバー）を設けることが望ましい。これにより、ファイバー増幅器での増幅過程においてパルス波形が劣化することが防止できる。また、高非線形光ファイバーは、高非線形光ファイバーに入力するソリトンパルスの中心波長を基準に±２００ｎｍの範囲内の波長において、２次の分散値が０以上、１２ｐｓ² /km 以下であることが望ましい。

また、ファイバー増幅器は、希土類元素、特に、エルビウム（Ｅｒ）のドープされた光ファイバーと、希土類元素の励起光を生成する発光装置とで構成されることが望ましい。この場合、この光ファイバーは、偏波保持光ファイバーとしても良い。また、ファイバーレーザの出力するソリトンパルスの中心波長は１５４０ｎｍ以上、１５８０ｎｍ以下の範囲に存在し、波長シフトファイバーの出力するソリトンパルスの中心波長は、１６００ｎｍ以上、１７５０ｎｍ以下の範囲に存在することが望ましい。出力されるスーパーコンティニュアム光をこの波長範囲とすることで、分解能の高い歯髄撮像装置の干渉用光源とすることができる。

また、他の方法発明は、スーパーコンティニュアム光を歯髄に照射して、反射光を入力し、スーパーコンティニュアム光との干渉画像を得ることで、歯髄の状態又は成長を観測することを特徴とする歯髄観測方法である。この方法発明において、スーパーコンティニュアム光の中心波長は、１．５μｍ以上、１．９μｍ以下の帯域に存在することが望ましい。また、他の発明は、上記の歯髄撮像装置を用いて、スーパーコンティニュアム光を歯髄に照射して、反射光を入力し、スーパーコンティニュアム光との干渉画像を得ることで歯髄の状態又は成長を観測することを特徴とする歯髄観測方法である。

本発明によると、スーパーコンティニュアム光を歯髄に照射して、反射光を入力し、その反射光とスーパーコンティニュアム光との干渉画像を得ているので、分解能の高い歯髄画像を得ることができる。特に、スーパーコンティニュアム光の中心波長を、１．５μｍ以上、１．９μｍ以下の帯域、望ましくは、１．５μｍ以上、１．７μｍすることで、水分による吸収を抑制することで、深部の歯髄画像を得ることができる。

また、光源については、次の効果を有する。ファイバーレーザにより出力されたソリトンパルスは、ファイバー増幅器により増幅されて、波形整形される。このソリトンパルスの中心波長は、１７００ｎｍ帯域に、波長シフトされ、高非線形光ファイバーに導入される。これにより、中心波長を１７００ｎｍとする広波長帯域に平坦に広がるスペクトルを有するスーパーコンティニュアム光を得ることができる。また、このスーパーコンティニュアム光はコヒーレンス度が高く、安定に生成することができ、歯髄の光断層画像を得るのに適している。

発明の具体的な実施例１に係るスーパーコンティニュアム光源の構成図。 同実施例１のスーパーコンティニュアム光源のファイバーレーザの出力するソリトンパルスの波形及びスペクトルを示した特性図。 同実施例１のスーパーコンティニュアム光源のファイバーレーザの出力するソリトンパルスのパルス列を示した波形図。 同実施例１のスーパーコンティニュアム光源の出力するスーパーコンティニュアム光のスペクトルを示した特性図。 実施例１の歯髄撮像装置の構成図。 本発明の実施例１に係る歯髄撮像装置の検出器の出力を直接見た干渉波形図。 本発明の実施例１に係る歯髄撮像装置の検出器の出力をコンピュータにより処理した後に、対数軸（ｄＢ）で表示した干渉波形図。 実施例１の歯髄撮像装置を用いて、波長１．５μｍのスーパーコンティニュアム光で得られた測定物の深さ方向の光断層画像を示した測定図。 実施例１の歯髄撮像装置を用いて、波長１．７μｍのスーパーコンティニュアム光で得られた測定物の深さ方向の光断層画像を示した測定図。 実施例１の歯髄撮像装置を用いて、波長１．５μｍのスーパーコンティニュアム光で得られた測定物の深さ方向の光断層画像を示した測定図。 実施例１の歯髄撮像装置を用いて、波長１．７μｍのスーパーコンティニュアム光で得られた測定物の深さ方向の光断層画像を示した測定図。 実施例１の歯髄撮像装置を用いて、波長１．５μｍのスーパーコンティニュアム光で得られた測定物の深さ方向の光断層画像を示した測定図。 実施例１の歯髄撮像装置を用いて、波長１．７μｍのスーパーコンティニュアム光で得られた測定物の深さ方向の光断層画像を示した測定図。 実施例１の歯髄撮像装置を用いて、波長１．５μｍのスーパーコンティニュアム光で得られた測定物の深さ方向の光断層画像を示した測定図。 実施例１の歯髄撮像装置を用いて、波長１．７μｍのスーパーコンティニュアム光で得られた測定物の深さ方向の光断層画像を示した測定図。 実施例２の歯髄撮像装置を用いて、スーパーコンティニュアム光源のファイバーレーザの構成図。 実施例３の歯髄撮像装置を用いて、スーパーコンティニュアム光源の構成図。

コヒーレントなパルス光を発生させるファイバーレーザは、例えば、リング型のエルビウムドープ光ファイバーレーザを用いることが可能である。その他、数ピコ秒乃至それ以下のパルス幅のパルス光を発生させ得る任意のファイバーレーザ等を用いることが可能である。発生させるレーザ波長は、１．５５μｍ、１．７μｍが、一般的に用いられるが、この波長に限定するものではない。水分の吸収率の低い１．５μｍ〜１．９μｍ帯を用いることができる。生成されるパルス光のパルス幅は１ｐｓ以下が好ましく、５００ｆｓ以下が更に好ましい。本実施例では、ファイバーレーザから出力されるソリトンパルスのパルスの半値全幅は１７１ｆｓ、自己相関波形の半値全幅は２６５ｆｓ、スペクトルの半値全幅は１８ｎｍ、繰り返し周波数は１１０ＭＨｚである。

ファイバー増幅器は、希土類元素をドープした光ファイバーを用いる。この際、少なくとも当該希土類元素をドープした光ファイバーは、偏波保持ファイバーでなくとも良いが、偏波保持ファイバーとすることで、安定した出力が得られる。また、その前段又は後段に光ファイバーを接続する場合も偏波保持ファイバーとすることが望ましい。ファイバー増幅器の前段には、パルス幅をやや広げるために、パルス拡幅ファイバー（シングルモードファイバー）を用いることが望ましい。希土類元素をドープした光ファイバーに偏波保持ファイバーを用いた場合には、当該希土類元素の励起光を導入するためのカプラとしては、例えば偏波保持型の波長分割多重カプラ（ＷＤＭ）を用いると良い。これらは既に多数のメーカーから提供されており、適切な製品が入手可能である。

希土類元素をドープした光ファイバーにより、ソリトンパルスの光強度が増幅される。このファイバー増幅器の中心部である希土類元素をドープした光ファイバーの入力部と出力部には、波長分割多重カプラ（ＷＤＭ）の他、任意の光学素子を取り付けても良い。例えば、コヒーレントなソリトンパルスの入力部には、シングルモードファイバーや、半波長板、偏光ビームスプリッタなどを配置すると良い。また、ファイバー増幅器の出力部には、増幅用の希土類元素の励起光が後段に出射されないように、波長選択阻止性の光学フィルタを配置すると良い。ファイバー増幅器において、増幅のために光ファイバーに添加する希土類元素は、ファイバーレーザの生成するソリトンパルスの波長により選択される。ファイバーレーザが例えばエルビウムドープファイバーを用いたレーザであれば、ファイバー増幅器の増幅にも、エルビウムを用いると良い。この際、励起光は例えば波長１４８０ｎｍとし、当該波長を生成するレーザを用いる。その他、必要箇所に光アイソレータその他の光学素子を配置させると良い。

このファイバー増幅器による増幅において、パルス幅は多少広くなるために、ファイバー増幅器の後段に、補償ファイバーを用いても良い。補償ファイバーには、ＬＭＡ−ＰＣＦ(large mode area photonic crystal fiber 、大口径フォトニック結晶ファイバー) を用いると良い。このファイバーは、負分散のファイバーで、パルス幅を小さくするようにして、ファイバー増幅器でのパルス幅の拡大を補償するものである。

スーパーコンティニュアム光に変換する高非線形光ファイバーに入力されるソリトンパルスは、パルス幅（時間波形をｓｅｃｈ²（ｔ／Ｔ₀）とした場合のＴ₀）は１０００ｆｓ、５００ｆｓ以下が好ましく、２００ｆｓ以下が更に好ましい。

高非線形光ファイバーは、スーパーコンティニュアム光を生成する光ファイバーである。この高非線形光ファイバーには、入力するパルス光の中心波長を基準に±２００ｎｍの範囲内の波長において、２次の分散値が０以上、１２ｐｓ² /km 以下である正常分散高非線形ファイバー(normal dispersion highly non-linear fiber) を用いると良い。このような高非線形ファイバーは特許文献１、３に記載されている。特許文献１に定義が記載されている非線形係数は、１０Ｗ^-1ｋｍ^-1以上が好ましく、２０Ｗ^-1ｋｍ^-1以上がより好ましい。また、このファイバーへの光の入射は、レンズで絞って行うと良い。さらに、使用性を向上させるために、このスーパーコンティニュアム光を生成するファイバーに、シングルモードファイバーを接続すると良い。
以下、本発明を具体的な一実施例に基づいて説明する。本発明は、下記の実施例に限定されるものではない。

〔本発明に係る光源の構成〕
図１は本発明の具体的な一実施例に係るスーパーコンティニュアム光源１００の構成を示すブロック図である。図１に示すスーパーコンティニュアム光源１００は、主として、ファイバーレーザ１０、ファイバー増幅器２０、波長シフトファイバー３０、スーパーコンティニュアム光を生成する高非線形光ファイバー５０、シングルモードファイバー５１とから成る。

スーパーコンティニュアム光源１００のファイバーレーザ１０は、エルビウムドープ光ファイバー（ＥＤＦ）１１を用いたリング型レーザ発振器である。エルビウムドープ光ファイバー（ＥＤＦ）１１の発振するレーザ光の中心波長は、１５５８ｎｍである。光ファイバー１１の長さは、３．５ｍである。光ファイバー１１の光路には、カーボンナノ構造体が塗布された樹脂フィルム１２が挿入されている。カーボンナノ構造体は、グラフェンが筒状になったカーボンナノチューブ、グラフェンが壁状に単層、多層に形成されたカーボンナノウォール、フラーレン、グラフェンなどである。本実施例では、カーボンナノチューブ粉末をポリイミドフィルムに塗布したものを用いた。励起光源１４には、波長９８０ｎｍのレーザダイオードを用いた。励起光源１４の出力する連続光は、波長分割多重カプラ（ＷＤＭ）１５を介して、光ファイバー１１に入力される。連続光は、アイソレータ１３により、光ファイバー１１の中を一方向にのみ循環する。

カーボンナノチューブは、１５６０ｎｍ帯の光を吸収し、光強度が大きくなると透明となる可飽和吸収特性を有している。発振するレーザ光の振幅は雑音成分により時間的に高周波数で変動しているために、瞬時的に透明となる閾値を越える瞬間の光だけがカーボンナノチューブで吸収されずに、通過することになる。このパルス光が光ファイバー１１を巡回する連続光に重畳されて、誘導放出が促進されてそのパルス光の強度が大きくなり、さらに、カーボンナノチューブを透過し易くなる。このようにしてパルス光が正帰還により成長し、光ファイバー１１を巡回する間に、安定したソリトンパルスとなる。

このソリトンパルスは、波長分割多重カプラ（ＷＤＭ）１６により分離されて、パルス拡幅ファイバー２２に入力される。パルス拡幅ファイバー２２は、ソリトンパルスのパルス幅をやや拡大して、波形を生成するためのシングルモードファイバーである。パルス拡幅ファイバー２２から出力されるソリトンパルスは、偏波制御素子２７を通過して、Ｓ波、又は、Ｐ波の直線偏光となる。

パルス拡幅ファイバー２２の出力端はアイソレータ２８と波長分割多重カプラ（ＷＤＭ）２３とを介して、長さ２ｍのエルビウムドープ光ファイバー（ＥＤＦ）２１に接続されている。ファイバー増幅器２０は、波長分割多重カプラ（ＷＤＭ）２３、２４、光ファイバー（ＥＤＦ）２１、発振波長１５６０ｎｍのエルビウムを励起させるための波長１４８０ｎｍのレーザ光を発振するレーザダイオード（ＬＤ）２５、２６とから成る。レーザダイオード２５、２６からの励起光は、それぞれ、波長分割多重カプラ（ＷＤＭ）２３、２４を介して、光ファイバー（ＥＤＦ）２１に、相互に対向する方向から入射する。したがって、レーザダイオード（ＬＤ）２５からの励起光は、光ファイバー（ＥＤＦ）２１で生成されるソリトンパルスの進行方向と同一方向に伝搬し、レーザダイオード（ＬＤ）２６からの励起光は、そのパルス光の進行方向とは反対方向に伝搬する。

光ファイバー（ＥＤＦ）２１の出力端は、波長分割多重カプラ（ＷＤＭ）２４とアイソレータ３２とを介して、波長シフトファイバー３０に接続されている。波長シフトファイバー３０はシングルモードファイバーであり、ソリトンパルスの波長帯で異常分散の特性を持つ。ファイバー中で誘起される非線形効果によって、強度が高いほどより長波長側にソリトンパルスの中心波長がシフトする。また、ファイバー長が長い方が波長がより長波長側にシフトするが、パルス幅が広がるため、適切な長さに調節されている。アイソレータ３２の両端は光ファイバーを直結し、波長シフトファイバー３０とアイソレータ３２は光ファイバーで直結する構造となっている。また、励起光源１４から波長シフトファイバー３０の出力端までは、全光伝送路が光ファイバーで直結されており、レンズなどの空間伝搬部を排除した。これにより、出力されるスーパーコンティニュアム光を安定させることができた。

波長シフトファイバー３０の出力端は、レンズ３３、半波長板（λ／２）３４、λ／４板３５、ローパスフィルタ（ＬＰＦ）３６、レンズ３７を介して、ソリトンパルスをスーパーコンティニュアム光に変換するための高非線形光ファバー５０に接続されている。

高非線形光ファイバー５０には、入力するソリトンパルスの中心波長を基準に±２００ｎｍの範囲内の波長において、分散が零である正常分散高非線形ファイバー（ND-HNLF)を用いた。正常分散高非線形ファイバー（ND-HNLF)としては、非線形性γが２３Ｗ^-1ｋｍ^-1、長さ５ｍのファイバーを用いた。この高非線形光ファイバー５０の樹脂で封止された出力端は、光源の使用性を向上させるために、通常のシングルモードファイバー５１に直結されている。シングルモードファイバー５１の出力端からスーパーコンティニュアム光が出力される。

尚、光ファイバー１１、パルス拡幅ファイバー２２、エルビウムドープ光ファイバー（ＥＤＦ）２１、波長シフトファイバー３０、高非線形光ファイバー５０、シングルモードファイバー５１、波長分割多重カプラ（ＷＤＭ）１５、１６、２３、２４などの全光伝送路に、偏波保持型のファイバーや素子を用いても良い。偏波保持型を用いることで、スーパーコンティニュアム光の出力を安定させることができる。

〔各ブロックにおける出力の特徴〕
図１のスーパーコンティニュアム光源１００によりスーパーコンティニュアム光を生成した。ファイバーレーザ１０からは、中心波長１５５８ｎｍ、スペクトル半値幅１８ｎｍ、パルス幅１７１ｆｓ、自己相関波形のパルス幅２６５ｆｓ、最大平均出力４０ｍＷ、パルス周波数１１０ＭＨｚのパルス光が生成された。一つのソリトンパルスの自己相関波形と、スペクトルを図２に示す。また、繰返出力されるソリトンパルス列の時間波形を図３に示す。

パルス拡幅ファイバー２２では、安定したスーパーコンティニュアム光を得るために、ソリトンパルスのパルス幅がやや拡大される。ファイバー増幅器２０では、ファイバーレーザ１０により生成されたパルス光が増幅され、波長シフトファイバー３０では、ファイバー増幅器２０の出力するソリトンパルスの中心波長は、１５５８ｎｍから１７００ｎｍに１４２ｎｍだけ長波長側にシフトされる。

次に、スーパーコンティニュアム光を生成する高非線形光ファイバー５０の出力のスペクトルを図４に示す。中心波長１７００ｎｍ、半値幅２４２ｎｍ、帯域１４００ｎｍ〜１９５０ｎｍのスーパーコンティニュアム光が得られているのが分かる。パルス半値幅は、５ｐｓである。

次に、本実施例１の歯髄撮像装置について説明する。
図５は、歯髄撮像装置２００の構成を示した図である。歯髄撮像装置２００は、主として、上記実施例１のスーパーコンティニュアム光源１００と、光ファイバーカプラ６１ａ、６１ｂ、６２と、ミラー６５と、駆動装置６６と、Ｘ−Ｙガルバノスキャナ７０と、受光装置であるフォトディテクタ（以下、「ＰＤ」と記す）７４ａ、７４ｂと、差動増幅器７５と、干渉波形解析手段であるコンピュータ７６と、表示装置７７と、によって構成されている。

スーパーコンティニュアム光源１００から出力されるスーパーコンティニュアム光（以下、「ＳＣ光」という）のコヒーレンス長は、０．５〜１０μｍが望ましい。この範囲であると、干渉ピークの幅が広がったり、干渉ピーク同士が重なったりするなどの問題を防止することができ、また干渉ピークも良好に測定することができるため、測定精度を向上させることができる。より望ましいＳＣ光のコヒーレンス長は、０．５〜２μｍである。

光ファイバーカプラ６１ａ、６１ｂは、２×２ポートの構造であり、光ファイバーカプラ６１ａの入力ポートの一方にはスーパーコンティニュアム光源１００からのＳＣ光が入力され、光ファイバーカプラ６１ａの出力端は光ファイバーカプラ６２に接続されている。光ファイバーカプラ６２に入力した光は、測定光と参照光に分波されて２つの出力ポートから出力される。２つの出力ポートには、偏波面の方位を一定方向に安定させる偏波コントローラ６３ａ、６３ｂが接続されており、それらの出力には、それぞれコリメータ６４ａ、６４ｂが接続されている。コリメータ６４ａを透過した参照光は、コーナーキューブプリズム６７で曲げられてミラー６５に入射する。また、コーナーキューブプリズム６７は駆動装置６６により得るべき画像の深さ以上の範囲で移動される。ミラー６５で反射された参照光（以下、「反射参照光」という）は、同一光路を通り、光ファイバーカプラ６２に入力する。

また、コリメータ６４ｂを透過した測定光は、分散補償ガラス６８を透過して、Ｘ−Ｙガルバノスキャナ７０により反射されて、レンズ７１を介して、歯髄７２に照射される。すなわち、Ｘ−Ｙガルバノスキャナ７０の変動により、歯髄７２への測定光の照射方向が歯髄７２の横断面であるｘ−ｙ平面上で走査される。歯髄７２で反射された測定光（以下、「反射測定光」という）は、同一光路を通り、光ファイバーカプラ６２に入力する。分散補償ガラス６８は、ミラー６５とコーナーキューブプリズム６７とに受ける参照光の分散と、測定光の分散とを同一に補償するための分散補償ガラスである。

光ファイバーカプラ６２において、反射参照光と反射測定光とが合波されて干渉光が生成される。駆動装置６６によるコーナーキューブプリズム６７の移動により、光ファイバーカプラ６２では、反射測定光と反射参照光とのコヒーレント長における相互相関である干渉光が得られる。この干渉光の波形が図６に示すものとなり、包絡線の半値幅は６．２μｍとなる。この値は、ＳＣ光のコヒーレント長に比例している。

光ファイバーカプラ６２からは干渉光が２分配されて、それぞれの分配された干渉光が光ファイバーカプラ６１ａ、６１ｂに入力する。分配された干渉光は、位相がπだけ異なる。光ファイバーカプラ６１ａ、６１ｂから出力されるそれぞれの干渉光は、コリメータ７３ａ、７３ｂを透過し、平行光線としてＰＤ７４ａ、７４ｂに入射する。ＰＤ７４ａ、７４ｂの出力は、多数のＳＣパルスについては積分値であり、コーナーキューブプリズムの移動に応じて変動する干渉光の包絡線である。その出力は差動増幅器７５に入力している。差動増幅器７５により同相成分が除去される。

差動増幅器７５の出力は所定時間間隔でサンプリングされ、Ａ／Ｄ変換されて、コンピュータ７６に入力されて画像処理される。すなわち、歯髄７２のある照射位置（ｘ，ｙ）に対して、深さ方向ｚ（時間軸）に関する干渉光の包絡線強度Ｄ（ｘ，ｙ，ｚ）が得られ、照射位置（ｘ，ｙ）を順次走査することで、全走査範囲において、深さ方向の干渉光の包絡線強度Ｄ（ｘ，ｙ，ｚ）が得られる。包絡線強度Ｄ（ｘ，ｙ，ｚ）は反射測定光の強度が強い反射位置では大きくなる。すなわち、被測定物の組織の境界などの反射率の大きい箇所で大きくなるので、この境界の画像を得ることができる。この強度Ｄ（ｘ，ｙ，ｚ）を画像処理することで、任意方向の縦断面画像、任意位置ｚでの横断面画像、任意の角度から見た立体画像を得ることができる。これらの画像は、表示装置７７において、任意に表示される。

ミラー６５は、十分に薄いものか、反射面が全波長帯域で高反射率のものを用いることで、被測定物による波長分散を補償し、干渉ピークが広がってピーク位置の取得精度が劣化するのを防止している。駆動装置６６は、たとえば、ボイスコイルモータ型ディレイライン、ピエゾチューブ型ディレイライン、直動ステージ型ディレイライン、積層ピエゾ型ディレイライン、などである。

受光装置として、フォトダイオード、フォトトランジスタ、光電子増倍管などを用いることができる。なお、測定光系は、スーパーコンティニュアム光源１００の出力端から、光ファイバーカプラ６１ａ、６２、偏波コントローラ６３ｂ、コリメータ６４ｂ、分散補償ガラス６８、Ｘ−Ｙガルバノスキャナ７０、レンズ７１と、それらを接続するファイバーと、歯髄７０からの反射光を同一光路で光ファイバーカプラ６２に導く光路、光ファイバーカプラ６１ａ、６１ｂ、コリメータ７３ａ、７３ｂ、ＰＤ７４ａ、７４ｂ、差動増幅器７５と、コンピュータ７７、表示装置７７とから成る。また、参照光系は、スーパーコンティニュアム光源１００の出力端から、光ファイバーカプラ６１ａ、６２、偏波コントローラ６３ａ、コリメータ６４ａ、コーナーキューブプリズム６７、ミラー６５、それらを接続するファイバーと、ミラー６５からの反射光を同一光路で光ファイバーカプラ６２に導く光路、光ファイバーカプラ６１ａ、６１ｂ、コリメータ７３ａ、７３ｂ、ＰＤ７４ａ、７４ｂ、差動増幅器７５と、コンピュータ７７、表示装置７７とから成る。

光ファイバーカプラ６２で得られる干渉波形を図６に示す。また、差動増幅器７５の出力を図７に示す。この波形の振幅は、測定光と参照光との光路長が等しくなる歯髄７０の深さ方向の位置での反射光強度を示している。したがって、コーナーキューブプリズム６７の位置を走査すれば、歯髄７０の深さｚと、反射光強度Ｄとの関係を示したグレー画像Ｄ（ｚ）を得ることができる。また、歯髄７０の入射面におけるｘ、ｙ方向に、測定光を走査すれば、歯髄７０のｘｙｚ系での３次元の画像Ｄ（ｘ，ｙ，ｚ）を得ることができる。

歯髄７０のｘｚ断面（縦断面）における断層画像を図８−図１１に示す。ＳＣ光の中心波長を１．５５μｍとした場合が、図８．Ａ−図１１．Ａである。ＳＣ光の中心波長を１．７μｍとした場合が、図８．Ｂ−図１１．Ｂである。スーパーコンティニュアム光源１００から出力されるＳＣ光（パルス光）の繰返周波数は１０９ＭＨｚである。分解能は４．３μｍ、感度は１０５ｄＢであった。ＳＣ光の中心波長が１．５５μｍの方が、歯髄７０の深くまで鮮明な画像が得られており、分解能及び画像感度が高いことが分かる。

本歯髄撮像装置は、歯髄の再生治療に用いることができる。すなわち、治療期間において、歯髄の成長の程度を非接触で観察することができる。図８．Ａ、図８．Ｂ、図９．Ａ、図９．Ｂは、犬の歯髄の縦断面画像であり、上部の詰め物はレジンである。図１０．Ａ、図１０．Ｂは、同じく、犬の歯髄の縦断面画像であり、歯髄に代わり、コラーゲンとレジンの詰め物である。図１１．Ａ、図１１．Ｂは、同じく、犬の歯髄の縦断面画像であり、深い位置での画像が得られているのが分かる。このようにして、歯髄の上端面を認識でき、歯髄の再生治療における歯髄の成長の程度や過程、その状態（健全か否かなど）を観察することができる。このようにして、本実施例装置では、生体中での深さ方向の分解能４．９μｍ、感度１１０ｄＢを得ることができた。

以上は、歯髄撮像装置として、時間領域での光断層測定（ＴＤ−ＯＣＴ）を行う装置を用いた例である。これに対して、次のように、歯髄撮像装置として、波長領域での光断層測定（ＯＦＤＲ−ＯＣＴ）を行う装置を用いても良い。コーナーキューブプリズム６７は、最も強度の大きい干渉波形が得られるような位置に位置決めする。ＰＤ７４ａ、７４ｂを、回折格子とＣＣＤ装置を用いて、干渉波形の波長特性を測定する装置とする。干渉波形の波長特性を逆フーリエ変換すれば、歯髄７０の深さｚに関する干渉画像を得ることができる。

本発明は、スーパーコンティニュアム光源を、繰返周波数１００ＭＨｚ以上、３００ＭＨｚ以下のＳＣ光（パルス光）とすることで、歯髄撮像装置に用いた場合に分解能及び感度を向上させている。図１の構成により、ＳＣ光（パルス光）の繰返周波数は、３００ＭＨｚまで拡大することが可能である。

図１２は、実施例２に係る歯髄撮像装置のスーパーコンティニュアム光源のファイバーレーザ１０１の構成を示している。図１のスーパーコンティニュアム光源１００のファイバーレーザ１０に代えて、ファイバーレーザ１０１を用いたものであり、他の構成は図１と同一である。ファイバーレーザ１０１では、λ／２板１０４ａとλ／４板１０５ａの直列対と、波長フィルタ１０３と、λ／２板１０４ｂ、λ／４板１０５ｂ、λ／４板１０５ｃの直列対と、Ｅｒ添加ファイバ１０２とがこの順で配列されている。この構成により、レーザ光の偏波方向を調整し、ファイバーを伝搬する間に光強度に応じて偏波の回転により、強度の強い光の偏波方向のみの光が循環するようにして、光パルスをパルス化したレーザである。また、Ｅｒ添加ファイバー１０２中は、光パルスは、シミラリトン伝搬し、他の光路はソリトン伝搬する。すなわち、ソリトン−シミラリトン発振と、波長フィルタ１０３の特性とにより、超短パルスが得られる。

図１３は、実施例３に係る歯髄撮像装置のスーパーコンティニュアム光源３００の構成を示している。図１のファイバーレーザ１０、高非線形ファイバー５０、シングルモードファイバー５１までの光路の構成を示している。この例は、１．５μｍ帯（１．５５μｍ）のＳＣ光を得る例であり、波長シフトは行っていない。本実施例は、この構成により、８９ｆｓの超短パルスを生成する例である。回折格子対３０１により波長分散させて、ミラー３０２により反射させて、波長に応じて伝搬遅延時間を変化させることで、光パルスを８９ｆｓの超短ソリトンとしている。また、高非線形ファイバー５０から出力されるスーパーコンティニュアム光のスペクトル半値全幅は１６６ｎｍであり、出力は、４７．６ｍＷである。

以上説明したように、本発明の歯髄撮像装置や歯髄成長観測方法は、歯髄の炎症状態および生死を患者の感覚に頼らずに客観的に診断でき、また、非破壊的・非侵襲性に患者に全く傷害や疼痛を与えずに観察することができる。また、ＭＲＩより細かい断片像が得られ、解像度が高いという特徴がある。したがって、本発明の装置及び方法によると、歯髄の正確な診断に基づく、最適な治療を選択でき、歯髄の可及的保存に有利となり、歯髄再生治療のための有効性確認に有用である。さらに、本発明の装置及び方法によると、歯髄の可及的保存により歯を長持ちでき、ＱＯＬ向上に貢献でき、正確な歯髄診断の科学的根拠に基づく治療により歯科治療効率があがる。

本発明は、広帯域のスペクトルを用いた分光分析などの光分析、歯髄撮像の光源として用いることができる。

１００：スーパーコンティニュアム光源
１０：ファイバーレーザ
１１：エルビウムドープ光ファイバー
１２：フィルム
２０：ファイバー増幅器
２１：エルビウムドープ光ファイバー
２２：パルス拡幅ファイバー
３０：波長シフトファイバー
１５，１６，２３，２４：波長分割多重カプラ（ＷＤＭ）
１３，２８，３２：アイソレータ
５０：高非線形光ファイバー
６１ａ、６１ｂ、６２：光ファイバーカプラ

Claims (19)

1. スーパーコンティニュアム光を生成する光源と、
   前記光源からのスーパーコンティニュアム光を歯髄に照射して、反射光を入力し、前記スーパーコンティニュアム光との干渉画像を得る画像生成装置と、
   を有する歯髄撮像装置。
2. 前記画像生成装置は、干渉画像を生成する受光装置と、前記光源からのスーパーコンティニュアム光を前記歯髄まで導き、前記歯髄から反射された測定光を前記受光装置の受光面まで導く測定光系と、前記光源からのスーパーコンティニュアム光を分岐して、分岐されたスーパーコンティニュアム光を前記測定光系の光路長に等しい光路長を伝搬させて前記受光装置の前記受光面に導いて、前記測定光と干渉させる参照光を得る参照光系と
   を有することを特徴とする請求項１に記載の歯髄撮像装置。
3. 前記画像生成装置は、前記受光装置の前記受光面上に得られる干渉画像を処理して、前記歯髄の断層画像を得る画像処理装置と、前記断層画像を表示又は印刷する出力装置と
   を有することを特徴とする請求項２に記載の歯髄撮像装置。
4. 前記光源の出力する前記スーパーコンティニュアム光の中心波長は、１．５μｍ以上、１．９μｍ以下の帯域に存在することを特徴とする請求項１乃至請求項３の何れか１項に記載の歯髄撮像装置。
5. 前記光源の出力する前記スーパーコンティニュアム光の中心波長は、１．５μｍ以上、１．７μｍ以下の帯域に存在することを特徴とする請求項１乃至請求項３の何れか１項に記載の歯髄撮像装置。
6. 前記干渉画像による歯髄の深さ方向の分解能は、４．９μｍ以下であることを特徴とする請求項１乃至請求項５の何れか１項に記載の歯髄撮像装置。
7. 前記光源は、
   励起光源と、前記励起光源からの連続光を入力するループ状に構成された希土類元素の添加された光ファイバーであって、前記連続光を一方向に巡回させることにより、ソリトンパルスを、５０ＭＨｚ以上の周波数で発生させて、出力するファイバーレーザと、
   前記ファイバーレーザの出力する前記ソリトンパルスを入力し、そのソリトンパルスを増幅するファイバー増幅器と、
   増幅された前記ソリトンパルスを入力して、非線形光学効果により、スーパーコンティニュアム光に変換する高非線形光ファイバーと
   から成ることを特徴とする請求項１乃至請求項６の何れか１項に記載の歯髄撮像装置。
8. 前記ファイバーレーザは、前記光ファイバーの光路にカーボンナノ構造体を分散させたフィルムが光路に挿入され、前記連続光を一方向に巡回させて、前記カーボンナノ構造体による可飽和吸収特性によりソリトンパルスを発生させる
   ことを特徴とする請求項７に記載の歯髄撮像装置。
9. 前記光ファイバーには、特定方向に偏光した光を透過する偏光制御素子が光路に挿入され、前記光ファイバーは光強度に応じて偏光が変化する特性であり、前記ファイバーレーザは、前記連続光を一方向に巡回させて、特定方向に偏光したソリトンパルスを発生させる
   ことを特徴とする請求項７に記載の歯髄撮像装置。
10. 前記ファイバーレーザは、前記連続光を光ファイバー内を一方向に巡回させて、前記光ファイバーにおいて、ソリトン−シミラリトン発振を起こさせてソリトンパルスを発生させる
    ことを特徴とする請求項７に記載の歯髄撮像装置。
11. 前記ファイバー増幅器の出力するソリトンパルスの中心波長を長波長側にシフトさせる波長シフトファイバーを有し、前記波長シフトファイバーの出力するソリトンパルスを前記高非線形光ファイバーに入力させる
    ことを特徴とする請求項７乃至請求項１０の何れか１項に記載の歯髄撮像装置。
12. 前記ファイバー増幅器の出力するソリトンパルスの分散補償を行う回折格子を有することを特徴とする請求項７乃至請求項１１の何れか１項に記載の歯髄撮像装置。
13. 前記測定光系は、前記測定光の波形を成形する分散補償ガラスが挿入されていることを特徴とする請求項７乃至請求項１２の何れか１項に記載の歯髄撮像装置。
14. 前記ファイバーレーザの出力する前記ソリトンパルスの繰返周波数を、５０ＭＨｚ以上、３００ＭＨｚ以下とするように、前記ファイバーレーザの前記光ファイバーの長さが調整されていることを特徴とする請求項７乃至請求項１３の何れか１項に記載の歯髄撮像装置。
15. 前記ファイバーレーザの出力端と、前記ファイバー増幅器の入力端との間には、前記ファイバーレーザの出力するソリトンパルスのパルス幅を幅を広げるパルス拡幅ファイバーを有することを特徴とする請求項７乃至請求項１４の何れか１項に記載の歯髄撮像装置。
16. 前記ファイバーレーザの出力する前記ソリトンパルスの中心波長は１５４０ｎｍ以上、１５８０ｎｍ以下の範囲に存在することを特徴とする請求項７乃至請求項１５の何れか１項に記載の歯髄撮像装置。
17. スーパーコンティニュアム光を歯髄に照射して、反射光を入力し、前記スーパーコンティニュアム光との干渉画像を得ることで、前記歯髄の状態又は成長を観測することを特徴とする歯髄観測方法。
18. 前記スーパーコンティニュアム光の中心波長は、１．５μｍ以上、１．９μｍ以下の帯域に存在することを特徴とする請求項１７に記載の歯髄観測方法。
19. 請求項１乃至請求項１６の何れか１項に記載の歯髄撮像装置を用いて、スーパーコンティニュアム光を歯髄に照射して、反射光を入力し、前記スーパーコンティニュアム光との干渉画像を得ることで前記歯髄の状態又は成長を観測することを特徴とする歯髄観測方法。