CN107430072A - 光测定装置以及配备光测定装置的牙刷 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种能够可靠地检测少量牙垢、而且能够容易地装进牙刷的简单构成的光测定装置。本发明的光测定装置具有：多个光源，它们分别对试样照射互不相同的多种波长的光；检测部，其检测将多种波长的光照射至试样时所产生的各检查光的强度；以及控制部，其根据对应于多种波长的光而由检测部分别检测到的检查光的强度来运算测定对象的荧光物质量。

Description

光测定装置以及配备光测定装置的牙刷

技术领域

本发明涉及一种对产生自附着于牙齿上的牙垢的检查光进行检测的光测定装置。

背景技术

若对附着于牙齿上的牙垢置之不理，则牙垢中的细菌会繁殖而导致虫牙、牙周病。在虫牙、牙周病的预防中，重要的是通过每天刷牙来可靠地去除牙垢。为了实现有效的刷牙，有在牙刷的刷法上想办法，或者使用电动牙刷，但不管是牙垢较多的部位还是牙垢较少的部位，大多都只是平均地刷拭固定时间。在刷拭牙垢较少的部位的情况下，有过度刷拭的弊端，在牙垢较多的情况下，会发生刷拭不净。

若一边监测牙垢的附着量一边集中刷拭该部位，则能够在短时间内有效去除牙垢，因此，以往提出有一些光学方式的牙垢检测方法。代表性的方法利用了如下情况：牙垢中所含的细菌或龋蚀部的细菌在口腔内环境下会产生作为荧光物质的原卟啉IX(以下，称为PPIX)。已知有如下荧光测定法：对牙齿照射特定波长的激发光，检测荧光物质所发出的荧光，由此对牙垢的量或者龋蚀程度进行定量。

例如，专利文献1中展示有仅将波长406nm的激发光照射至健康的牙齿的釉质和已被龋蚀的牙齿的釉质而获得的、来自釉质的荧光光谱。波长636nm和673nm的波峰是已被龋蚀的釉质特有的荧光发光，通过测量这些荧光，能够判断是健康的牙齿的釉质还是已被龋蚀的牙齿的釉质。若龋蚀发展下去，则荧光光谱的形状会明显发生变化，因此可知，分析荧光光谱对于龋蚀的诊断较为有效。进而，专利文献1中展示有如下方法：使用滤光片来测量636nm或673nm波段的荧光量S1和550nm波段的荧光量S2，将它们的比S1/S2用于龋蚀的定量评价。

专利文献2中展示有使用波长420nm以下的激发光源而测定出的、来自去除生物性沉积物之后的牙齿的表面的牙齿的自体荧光光谱和来自被新的牙垢层覆盖的牙齿的表面的荧光光谱。进而，专利文献2中将表示比530nm长的波长下的自体荧光的强度的区域进行了放大显示，展示出在生物性沉积层逐渐增加的同时自体荧光强度不断减少这一情况。能够理解其原因在于，激发光被牙垢层吸收或散射，由此导致到达至牙齿表面的激发光的强度减弱，从而使得来自牙齿的自体荧光减少。

此外，专利文献2中展示出如下情况：在从有被认为是新的牙垢的生物性沉积物较厚的层的试验齿表面获得的荧光光谱中，在530nm和630nm下观察到高强度的发光最大值。在专利文献2的光学系统中，不是直接检测来自牙垢的荧光，而是将480nm的蓝色光照射至牙齿，使用分色镜来测量反射光中的牙齿的自体荧光分量。继而，通过观察刷牙时牙刷沿牙齿移动时的牙齿的自体荧光的强度变化来判定有无生物学沉积层。

专利文献3中展示有如下方法：在牙刷型牙垢检测装置中，做到即便牙齿与牙刷的距离发生变化，所检测到的牙垢量也不会变化。专利文献3中主要说明的是对来自与牙垢结合在一起的荧光剂的次生荧光进行定量的方法。该方法是使用放大器的信号即激发光的反射分量与荧光分量的总量来补偿由距离所引起的牙垢量的表现的变化。补偿牙垢值是使用通过事先的测量而求出系数的补偿公式来决定。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本专利特公平6-73531号公报(第1页、第4图)

专利文献2：日本专利特表2002-515276号公报(第1页、第1图)

专利文献3：日本专利特开2011-131057号公报(第1页、第1图)

发明内容

在附着于牙齿上的牙垢量较少的情况下，在利用激发光来照射其附着部位时所获得的荧光中，牙齿的自体荧光的强度较强，来源于牙垢的荧光比较微弱。当在来自牙垢的荧光的波段(630～680nm)下观察时，为牙齿的较强自体荧光中重叠有来源于牙垢的较弱荧光的状态，从而谋求能够将它们有效地分离而加以检测的方式。进而，谋求容易将该机构装进牙刷的简单构成。

出于以上观点而审视现有技术，在专利文献1的构成中，在附着在牙齿的表面的牙垢量较少的情况下，来自牙垢的荧光较少，因此，环境光的影响、牙齿与检测器的距离会导致所检测到的荧光量发生变化，所以难以检测附着在健康的牙齿的表面的少量牙垢。此外，在专利文献1的构成中，通过求将规定波长的光照射至牙齿时所获得的荧光强度中由滤光片选出的2个波段内的荧光强度之比S1/S2，有补偿由牙齿与检测器的距离所引起的变动的效果。然而，用以在2个波段内选择荧光分量的滤光片的构成较为复杂，有可能成为装进牙刷时的障碍。

在专利文献2的构成中，在牙垢量较少的情况下，自体荧光的衰减的变化量也较小，因此，刷牙中因刷毛移动而产生的检测部与牙齿的距离的影响有可能导致测定的误差增大。本质上是担心检测不到与导致虫牙、牙周病的细菌量成比例的荧光。

在专利文献3的构成中，本质上是测量包含来自牙齿的自体荧光的荧光量作为牙垢量，因此认为难以检测少量牙垢。虽然基于距离的牙垢量的补偿较为有效，但由于要通过事先的测量来求补偿公式的系数，因此存在因装进牙刷时的个体差异、牙刷与牙齿的位置关系等而导致产生误差的可能。

如上所述，现有技术中并无能够可靠地检测少量牙垢的方法。本发明的目的在于提供一种能够可靠地检测少量牙垢、而且能够容易地装进牙刷的简单构成的光测定装置。

本发明提供如下荧光测定装置，其将不同波长的光照射至试样，并测定产生自试样的荧光强度，该荧光测定装置的特征在于，具有：第1光源，其出射第1波长的光；第2光源，其出射处于第1光源所出射的光的波长的长波长侧的第2波长的光；检测部，其检测将第1波长的光和第2波长的光照射至同一试样时所产生的各自的荧光强度；以及控制部，其根据对试样照射第1波长的光时由检测部检测到的第1荧光强度和对试样照射第2波长的光时由检测部检测到的第2荧光强度来运算测定对象的荧光物质量。

此外，本发明提供如下光测定装置，其特征在于，具有：多个光源，它们分别对试样照射互不相同的多种波长的光；检测部，其检测将多种波长的光照射至试样时所产生的各个检查光的强度；以及控制部，其根据对应于多种波长的光而由检测部分别检测到的检查光的强度来运算测定对象的荧光物质量。

在上述光测定装置中，优选为，多个光源由出射第1波长的光的第1光源以及出射第2波长的光的第2光源构成，所述第2波长处于第1光源所出射的光的波长的长波长侧，检测部检测对试样照射第1波长的光时所产生的第1荧光强度以及对试样照射第2波长的光时所产生的第2荧光强度，控制部使用第1荧光强度与第2荧光强度的差或比来运算荧光物质量。

在上述光测定装置中，优选对试样交替照射第1波长的光和第2波长的光。

在上述光测定装置中，优选第1波长的光为350nm至430nm范围的波长，第2波长的光为435nm至500nm范围的波长。

在上述光测定装置中，优选第1波长的光及第2波长的光为350nm至430nm范围的波长，第1波长的光与第2波长的光的差为5nm以上。

上述光测定装置优选为，还具有混色部，所述混色部用以将从第1光源及第2光源出射的光的在照射面内的强度分布均匀化。

在上述光测定装置中，优选检测部具有受光用滤光片，所述受光用滤光片将除试样中所含的测定对象的荧光物质所发出的荧光的波长的范围以外的波段截除。

上述光测定装置优选还具有出射光用滤光片，所述出射光用滤光片将除第1光源及第2光源的光的波长以外的波段截除。

在上述光测定装置中，优选多个光源具有对照射至试样的第1波长的光以及第2波长的光进行波导的出射光用光波导，检测部具有对检测到的检查光进行波导的受光用光波导，出射光用光波导和受光用光波导由同一光波导构成。

在上述光测定装置中，优选多个光源由出射第1波长的光的第1光源以及出射第2波长的光的第2光源构成，所述第2波长处于第1光源所出射的光的波长的长波长侧，检测部检测对试样照射第1波长的光时的第1反射光强度以及对试样照射第2波长的光时的第2反射光强度，控制部使用第1反射光强度与第2反射光强度的差或比来运算荧光物质量。

上述光测定装置也能搭载于牙刷中。

附图说明

图1为表示将紫色光照射至洁净的牙齿以及附着有牙垢的牙齿时从各牙齿获得的光的光谱的图表。

图2为表示将蓝色光照射至洁净的牙齿以及附着有牙垢的牙齿时从各牙齿获得的光的光谱的图表。

图3为荧光测定装置1的构成图。

图4A为牙刷型荧光测定装置400的构成图。

图4B为荧光测定装置400的牙刷头的构成图。

图5A为表示使用锥形状的光导管的混色部的构成例的图。

图5B为对图5A所示的出射光用光波导6a追加混色部4之后的形态的说明图。

图5C为对图5A所示的出射光用光波导6a追加另一构成的混色部4之后的形态的说明图。

图6为表示牙刷头41的内部的构成图。

图7为表示控制部300的电路构成的例子的框图。

图8为表示控制部300的电子电路的动作时序的时间图。

图9为表示测定附着有牙垢的牙齿时的荧光光谱的例子的图表。

图10为表示测定洁净的牙齿时的荧光光谱的例子的图表。

图11为表示根据图9及图10的光谱将来源于牙垢的荧光物质量Δp定量化而得的结果的表。

图12为表示使用锁定放大器的检测电路310的构成例的图。

图13为表示检测电路310的动作时序的时间图。

图14为表示使用双相锁定放大器的检测电路320的构成例的图。

图15为表示检测电路320的动作时序的时间图。

图16为表示检测电路320的另一动作时序的时间图。

图17为表示使用3种波长的激发光的情况下的检测电路330的构成例的图。

图18为表示检测电路330的动作时序的时间图。

图19为另一荧光测定装置500的构成图。

图20为表示对附着有牙垢的牙齿以及洁净的牙齿照射405nm的激发光时所获得的反射光及荧光的光谱的图表。

图21为表示对附着有牙垢的牙齿以及洁净的牙齿照射400nm的激发光时所获得的反射光及荧光的光谱的图表。

具体实施方式

下面，使用附图，对光测定装置及光测定方法进行详细说明。但本发明的技术范围并不限定于这些实施方式，而是包括权利要求书内记载的发明及其均等物。

[原理]

首先，使用图1及图2，对光测定方法的原理进行说明。该光测定方法是将2种具有不同波长的激发光交替照射至同一牙齿，在来源于牙垢的荧光波段内检测通过各波长的激发光而由牙齿产生的荧光，并使用该荧光强度之比或差，由此来分离并检测重叠在牙齿的自体荧光中的作为测定对象的来源于牙垢的荧光。

图1为表示将具有作为第1波长的405nm的峰值波长的紫色光照射至洁净的牙齿以及附着有牙垢的牙齿时从各牙齿获得的光的光谱的图表。图表的横轴表示波长λ(nm)，纵轴表示作为第1荧光强度的荧光强度I。细线表示从洁净的牙齿获得的光谱S1，粗线表示从附着有牙垢的牙齿获得的光谱S1'。405nm附近的波峰E1是因所照射的405nm的紫色光于齿面反射或散射而被检测到的激发光。在500nm附近具有波峰P0的宽阔的荧光是牙齿的自体荧光。635nm及675nm附近的波峰P1、P2是从牙垢中所含的荧光物质PPIX获得的荧光光谱。

从洁净的牙齿获得的光谱S1中未观察到来源于牙垢的波峰P1、P2，而从附着有牙垢的牙齿获得的光谱S1'中观察到了来源于牙垢的荧光的波峰P1、P2。同时，与光谱S1相比，光谱S1'在整个波段内表现出一定的衰减。这是因附着的牙垢吸收激发光而产生的衰减，取决于牙垢量，不管波长如何，都表现出大致固定的衰减。

为了更高精度地测定来源于牙垢的荧光的波峰P1，必须像下述数式(1)所示那样求出从该波长下的光谱强度p1'减去牙齿的自体荧光的分量t1'而得的来源于牙垢的荧光物质量Δp。

Δp＝p1'－t1'···(1)

也就是说，必须在附着有牙垢的状态下而且以不产生来源于牙垢的荧光的方式求牙齿的自体荧光的分量t1'。针对这种条件进行了努力研究，结果得知，获取使用波长比第1波长此处为405nm长的第2波长的光源时的光谱即可。

图2为表示将具有作为第2波长的465nm的峰值波长的蓝色光照射至洁净的牙齿以及附着有牙垢的牙齿时从各牙齿获得的光的光谱的图表。与图1一样，图表的横轴表示波长λ(nm)，纵轴表示作为第2荧光强度的荧光强度I。细线表示从洁净的牙齿获得的光谱S2，粗线表示从附着有牙垢的牙齿获得的光谱S2'。

在将波长465nm的蓝色光照射至洁净的牙齿以及附着有牙垢的牙齿的情况下，与照射波长405nm的紫色光的情况一样，观察到牙齿的自体荧光的宽阔的波峰P0，但由于PPIX的激发减弱，因此未观察到来源于牙垢的波峰P1、P2。因而，能够将以第2波长激发时的牙齿的自体荧光的分量t2'代用作以第1波长激发时的自体荧光的分量t1'，从而使得来源于牙垢的荧光物质量Δp能以下述数式(2)加以近似。

Δp≒p1'－t2'···(2)

要使得近似成立，必须事先调整第1波长及第2波长的激发光的强度而使自体荧光的分量t1'与t2'一致，但只要进行如下操作即可：利用自体荧光的衰减相对于牙垢量处于比例关系这一情况，以利用洁净的牙齿测定出的自体荧光的分量t1与t2一致的方式调整激发光的强度。或者，若预先针对洁净的牙齿而测定出自体荧光的分量t1与t2的比t1/t2，则能够像下述数式(3)那样进行修正。

Δp≒p1'－t2'×(t1/t2)···(3)

通过以上说明的原理，能够将2种具有不同波长的激发光交替照射至牙齿，在来源于牙垢的荧光波段内检测通过各波长的激发光而由牙齿产生的荧光，并使用这些荧光强度即第1荧光强度与第2荧光强度之比或差，由此来分离并检测重叠在牙齿的自体荧光中的来源于牙垢的荧光。

[第1实施方式]

接着，使用附图，对用以实现上述光测定方法的原理的荧光测定装置进行说明。图3为荧光测定装置1的构成图。荧光测定装置1是利用荧光作为检查光的光测定装置的一例。荧光测定装置1由光源部100、检测部200及控制部300这3个功能块构成，所述光源部100用以激发牙垢中所含的荧光物质，所述检测部200用以检测牙齿的表面产生的荧光的强度，所述控制部300根据测量出的荧光强度求牙垢的附着量并通知使用者。

光源部100具有以第1波长发光的第1光源2、以第2波长发光的第2光源3、混色部4、出射光用滤光片5、出射光用光波导6及出射光用聚光部7。混色部4、出射光用滤光片5、出射光用光波导6及出射光用聚光部7构成用以将来自第1光源2及第2光源3的光照射至作为测定对象的牙齿的光路部分。

作为第1光源2及第2光源3，可以使用小型、廉价的发光二极管或半导体激光器。以如下方式选择由第1光源2或第2光源3产生的光的波长。第1波长包含对牙垢中所含的荧光物质的激发效率较高的波长，第2波长被设定为波长比第1波长长、且激发效率低于第1波长或者基本为零的波长。第1波长优选为350nm至430nm的范围，第2波长优选为435nm至500nm的范围。作为具体例，可以将第1光源2设为峰值波长为405nm的紫色LED，将第2光源3设为峰值波长为465nm的蓝色LED。

为了避免在将由第1光源2及第2光源3产生的光照射至作为测定对象的牙齿时发生颜色不均，混色部4具有使光的照射面内的光强度分布在第1波长的光与第2波长的光之间均匀化的功能。重要的是光强度分布在第1波长的光和第2波长的光下一致，具有光强度分布这一情况本身并无影响，因此混色部4的设计的自由度相对较高。

出射光用滤光片5是使第1光源2和第2光源3的光通过、截除来源于牙垢的荧光波段的滤光片。在出射光用滤光片5使用短通滤光片的情况下，截止波长选择与第2波长相比足够长、而且与牙垢中所含的荧光物质的荧光波长相比足够短的波长即可。在本实施方式中，设定为截除500nm以上的波长。

出射光用光波导6用以将第1光源2或第2光源3的光以使光不发生衰减的方式运送至作为测定对象的牙齿附近，材质方面，可以使用塑料或玻璃。此外，更优选为，对出射光用光波导6的外周实施镜面涂层来防止漏光。此外，作为出射光用光波导6，也能使用光导管这样的由反射镜围成的中空的光波导。

出射光用聚光部7由用以将在出射光用光波导6中传导的光会聚成牙齿大小程度并进行照射的透镜构成。

检测部200具有受光用聚光部21、受光用光波导22、受光用滤光片23及光检测器24。

受光用聚光部21对包含由牙齿产生的荧光的检查光20进行会聚。受光用光波导22与受光用聚光部21一起构成用以将会聚后的光传导至光检测器24的光路部分。在将荧光测定装置1装进牙刷时，可将牙刷的刷毛部分作为受光用光波导22，将牙刷的顶端作为受光用聚光部21。

受光用滤光片23是用以将目标荧光以外的波长分量截除的滤光片。受光用滤光片23优选设定为将除牙垢中所含的荧光物质所发出的荧光波段即620nm至690nm的范围以外的波段截除。尤其是在短波长侧，会出现高强度的直接经牙齿反射的来自光源的光的反射光，因此，优选使受光用滤光片23具有快速的衰减特性以能够截除这些反射光。来自牙垢的荧光光谱具有630～640nm附近和670～680nm附近的2个较强波峰，因此，通过使用具有接近这些荧光光谱的形状的透过率特性的带通滤光片作为受光用滤光片23，能够提高S/N比。

控制部300由控制电路30和通知部31构成。

控制电路30控制第1光源2及第2光源3的亮度和点亮时间，使2种波长的光交替照射至牙齿。如此，通过将第1光源2的点亮时间与第2光源3的点亮时间分开，能够区别接收各种光照射至牙齿而获得的荧光物质的荧光。将点亮第1光源2而获得的荧光强度设为P1，将点亮第2光源3而获得的荧光强度设为P2，控制电路30通过求荧光强度之比P1/P2或差(P1－P2)来像原理项中说明过的那样求牙垢中所含的荧光物质量。

通知部31将求出的荧光物质量通知牙刷的使用者。该通知可使用蜂鸣音或者采用压电元件而获得的电子音。在电子音的情况下，通过根据荧光物质量来改变声音的高度、大小、断续音的间隔，能够向使用者进行反馈。进而，也可使用通过语音合成得到的语音消息、音乐等。

控制部300可针对2种波长的光中的每一种而记录检测到的荧光强度并将它们以任意次数程度加以平均化处理，由此能减轻噪声。此外，为了避免荧光灯等的室内光的影响，控制部300可将第1光源2及第2光源3的点亮时间设定为不同于商用电源的周期的时间，由此能减轻照明光的影响。

此外，控制部300也可视需要以插入熄灯的方式交替照射第1光源2或第2光源3的发光。通过从点亮第1光源2或第2光源3而获取到的荧光物质量减去熄灯而获取到的荧光物质量，能够减轻环境光的影响。

[第2实施方式]

接着，使用附图，对将荧光测定装置装进牙刷的第2实施方式进行说明。图4A为牙刷型荧光测定装置400的构成图，图4B为荧光测定装置400的牙刷头的构成图。

牙刷型荧光测定装置400是利用荧光作为检查光的光测定装置的一例，由牙刷头41、柄部42及抓握部43构成。第1光源2及第2光源3与控制电路30(参考图3)、通知部31一起搭载于设置在抓握部43内的电路基板44上。来自第1光源2及第2光源3的光经由设置于抓握部43内的混色部4及出射光用滤光片5和设置于柄部42内的长锥形状的出射光用光波导6a而被引导至牙刷头41。在牙刷头41内使用反射镜等机构等来改变引导过来的光的方向，从而作为激发光从牙刷头41上的光照射部50照射至齿面。由牙齿产生的荧光经由配置在牙刷头41的光检测部51的透过荧光的材质的多个刷毛40而被引导至光检测器24。

在本实施方式中，如图4B所示，光照射部50被配置在牙刷头的中央，光检测部51设置成与光照射部50相邻。但配置并不限于该例，能够进行各种变化。例如，也可将多个光照射部50和多个光检测部51设置在牙刷头，也可将它们呈直线状交替配置。

由光检测器24检测到的荧光被转换为光电流，经由线路52而传导至电路基板44。通过设置于电路基板44内所的控制电路30来求荧光物质量，并通过通知部31以蜂鸣或电子音等将该荧光物质量通知给使用者。

抓握部43中搭载有电池45作为用以驱动荧光测定装置400的电源。此外，抓握部43上设置有2个开关46。例如，可以使用一开关46来开启/关闭荧光测定功能，可以使用另一开关46来切换通知音、调整荧光的检测灵敏度。

使用图5A～图5C，对混色部4的详细构成进行说明。在荧光测定装置400中，重要的是从第1光源2或第2光源3照射至牙齿的光的面内强度分布不发生变化，这是决定检测极限的重要指标。因此，在光到达至设置于牙刷头41上的出射光用聚光部7的阶段，需要照射光的面内强度分布无波长依存性。混色部4承担消除照射光的面内强度分布的波长依存性的作用。

图5A为表示使用锥形状的光导管的混色部的构成例的图。通过从牙刷型荧光测定装置400的柄部42起到牙刷头41为止配置光导管作为出射光用光波导6a，能够获得较长的光路。来自第1光源2或第2光源3的光在光导管内反复反射多次，由此，面内分布得以均匀化，因此能够容易地提高混色的效果。也就是说，出射光用光波导6a本身作为混色部而发挥功能。从第1光源2或第2光源3倾斜地出射的光62反复反射多次，另一方面，与出射光用光波导6a的端面大致垂直地出射的光61的反射次数较少，但由于光路较长，因此能够实现有效的混色。

通过将图5A所示的锥形状的光导管用作出射光用光波导6a，即便不另行设置混色部4，也能使出射光用光波导6a具有混色部的功能，从而能够以简便的构成使照射光的面内强度分布接近均匀。虽然极端倾斜地出射的光因在光导管内的反射次数较多而无法忽略反射损耗，但通过使用出射角较窄的炮弹型LED作为第1光源2及第2光源3，能够在减少反射损耗的同时提高光耦合效率。

光导管可为使用反射镜的中空型，也可为塑料制。在塑料制的情况下，通过在外周涂覆金属反射镜，能够减少漏光。光导管的形状可为单纯的直线形状，也可为锥状，通过在导管内部设置规则的或杂乱的反射面，能够容易地提高混色的效果。光导管的剖面形状可为圆形、椭圆形、矩形、多边形等，这各种形状当中，灵活使用与牙刷的形状及设计相配而合适的结构也比较容易。

图5B为对图5A所示的出射光用光波导6a追加混色部4之后的形态的说明图。在图5B所示的例子中，使用的是在入射端面配置有微透镜阵列64的结构体作为混色部4。如此，通过将来自第1光源2或第2光源3的光转换为来自多个点光源的光67、69，使得混色的效果进一步提高。

此外，在图5B所示的例子中，是在具有45度的反射镜的带反射镜的基板63上贴装LED芯片作为第1光源2及第2光源3。通过该结构，从第1光源2及第2光源3出射的光被引导至前方，因此出射角变窄。进而，通过使用LED芯片，能够缩窄光源的间隔，因此能够使照射光的面内强度分布更接近均匀。

图5C为对图5A所示的出射光用光波导6a追加另一构成的混色部4之后的形态的说明图。在图5C所示的例子中，是使用包含使来自第1光源2及第2光源3的出射光散射的散射体的结构体作为混色部4。该混色部4是通过包含光散射粒子71的透明的树脂将搭载于带反射镜的基板63上的第1光源2及第2光源3密封而形成的。通过利用大量光散射粒子71使来自各光源的光进行多重散射，能够使照射光的面内强度分布接近均匀。此外，也可在混色部4的出射端面追加微透镜阵列64，由此，能够进一步提高混色的效果。

图6为表示牙刷头41的内部的构成图。在出射光用光波导6a中传导的光通过牙刷头41内的反射镜6b而改变方向，从而经由出射光用光波导6c作为激发光从出射光用聚光部7照射至牙齿10。由附着在牙齿的表面的牙垢及其附近的牙齿产生的荧光经由刷毛40和受光用滤光片23被光检测器24检测到。刷毛40的顶端通过具有曲率而作为受光用聚光部21而发挥功能，后续的刷毛40作为受光用光波导22而发挥功能。此外，以环绕受光用滤光片23的方式配置有遮光体23a，遮光体23a防止环境光或激发光不经由刷毛40而直接入射至受光用滤光片23。

通过利用具有与刷毛40及受光用滤光片23的折射率相近的折射率的光学粘接剂来粘接受光用滤光片23与刷毛40的端面，能够防止散射损耗。此外，也能使用具有受光用滤光片23的功能的光学粘接剂来粘接刷毛40的端面与光检测器24的开口部24a。进一步地，刷毛40的材料也能使用作为滤光片而发挥功能这样的材料。这时，刷毛40的端面配置在光检测器24的开口部24a，以光学粘接剂加以粘接。

图7为表示控制部300的电路构成的例子的框图。控制部300具有开关80、81、光源驱动电路82、83、放大器85、A/D转换器86及数据处理电路87，它们设置在抓握部43内的电路基板44(参考图4)上。

控制电路30根据第1光源2及第2光源3的点亮时序、控制点亮强度的信号来控制光源驱动电路82、83。入射进光检测器24的光在放大器85中被转换为电信号，并在A/D转换器86中被转换为数字信号。数据处理电路87根据该数字信号来进行用以求荧光物质量的运算。具体而言，数据处理电路87使用前面展示过的数式(3)来算出来源于牙垢的荧光物质量Δp。此外，数据处理电路87存储有预先针对洁净的牙齿而测定出的自体荧光的分量t1与t2的比t1/t2。

可以使A/D转换器86以与第1光源2及第2光源3的点亮时序同步的方式动作，对第1波长的光下的荧光物质量和第2波长的光下的荧光物质量以数字方式进行信号处理。图7所示的例子中采用的是数字信号处理，但也可通过模拟信号处理来进行同等的处理。

开关80作为电源开关而发挥功能。此外，开关81用于通知音的切换、灵敏度设定等。

通知部31除了进行已说明过的利用蜂鸣、电子音的通知以外，也可进行使用偏心马达的振动通知、利用LED闪烁或者色调变化的光的通知、利用液晶显示的语言或图形、图表的通知。进一步地，也可采取如下方法：在通知部31中并用无线通信，对手机、个人电脑等外部设备发送通知信息或者与测定有关的信息，利用外部设备来通知使用者。

图8为表示控制部300的电子电路的动作时序的时间图。图8中，以LED1表示第1光源2的点亮时序，以LED2表示第2光源3的点亮时序。在图8所示的例子中，将LED1与LED2交替点亮n次，以V1～Vn记述LED1的点亮期间，以B1～Bn记述LED2的点亮期间。

在第1光源2或第2光源3点亮的同时，从牙齿产生荧光，该光被光检测器24检测到，在放大器85中被转换为电信号。图8中，以PD表示检测到的光信号。作为光信号PD，交替输出LED1点亮时较大、LED2点亮时比LED1点亮时小的信号。

在点亮周期结束的同时，通过A/D转换器86将模拟的光信号PD转换为数字信号AD。接着，LED1点亮时所获取到的V1～Vn的n个数据在数字平均化电路Va中被平均化，去除信号中所含的噪声。同样地，LED2点亮时所获取到的B1～Bn的n个数据在数字平均化电路Ba中加以平均化，去除信号中所含的噪声。

接着，在减法处理电路Diff中求去除噪声后的信号的差信号。由此，能够求出从测定出的荧光中去掉了牙齿的自体荧光的、来源于牙垢的荧光物质量Δp。

在LED1的点亮期间内所附加的环境光分量与LED2的点亮期间内所附加的环境光分量几乎无变化的情况下，通过减法处理，还获得去除环境光的影响的效果。

作为环境光的影响，考虑有与牙刷的运动一起变化的分量和由荧光灯等产生的与商用电源的频率有关的分量。要去除后一种影响，能以与商用电源的频率相比足够快的频率点亮LED，也能利用变动较为规则这一点，将LED点亮跨及多个周期的时间，由此将变动平均化。另一方面，要去除前一种影响，由于前一种分量是不规则的变动，因此优选以与牙刷的运动相比足够快的速度点亮LED的方式缩短点亮期间。

在需要修正LED1和LED2的发光强度的情况下，在数字平均化电路Va或Ba中乘以规定系数来进行修正即可。在遵循数式(3)的情况下，在数字平均化电路Ba中乘以自体荧光的分量t1与t2的比t1/t2即可。或者也可在数字平均化电路Va内乘以系数t2、在数字平均化电路Ba内乘以系数t1。

然而，若进行上述修正，则不会再获得去除环境光的影响的效果，因此，在该情况下，优选调整并修正LED光源的强度。或者，虽未图示，但也可在LED的点亮期间之间设置熄灯期间，通过从点亮期间的数字信号AD减去最近的熄灯期间的数字信号AD来去除环境光的影响。如此一来，能够在数字平均化电路内进行修正。

通过上述方法获得的来源于牙垢的荧光物质量Δp被送至控制电路30。在控制电路30中进行数据的加工、保存，并通过通知部31来执行对使用者的通知。

以上说明是为了获得来源于牙垢的荧光物质量Δp而进行使用差的处理，而在希望使用来源于牙垢的荧光物质量与来源于牙齿的荧光物质量之比来评价牙垢的附着量的情况下，以进行除法处理代替减法处理Diff的方式变更控制电路即可。

进行如下实验：制作用以确认上述光测定方法的原理的荧光测定装置，对实际的牙齿照射第1波长和第2波长的激发光，测定从牙齿获得的荧光光谱。

光源使用3mmφ的炮弹型LED，考虑到LED的可获得性，第1光源2的波长设为405nm(紫色)，第2光源3的波长设为465nm(蓝色)。为了对牙齿的表面照射经混色后的激发光，将3个紫色LED和3个蓝色LED在半径3mm的圆周上等间隔地交替配置6处来制作LED环，进而在LED的前表面配置有散射效果的塑料板作为混色部4。再者，由于本次使用的LED光源的发光光谱的半高宽较窄，为30nm以下，因此未使用出射光用滤光片5。通过以上的光学系统配置，能够将均匀混色后的光照射至齿面。

受光用光波导22使用芯径1mm的塑料纤维，配置在LED环的中央。去掉了与受光用纤维的前表面抵接的散射板。受光用滤光片23使用截除540nm以下波长的滤光片，插入在作为受光用光波导22的光纤的途中，将激发光的波长分量截除。光检测器24使用纤维受光型分光器，积分时间设定为50mS。

测定的控制及数据处理使用个人电脑。使用恒流源对各LED进行恒流驱动，由此获得稳定的光强度。通过电脑程序，以紫色LED导通→所有LED断开→蓝色LED导通→所有LED断开的顺序流通各LED电流，重复5次。各LED的点亮时间设为50mS，紫色LED、蓝色LED的LED电流均设为10mA。使用USB接口将由分光器获得的光谱导入至电脑，进行数据处理。

将从紫色LED设为导通而导入的光谱减去通过接下来的所有LED断开而导入的光谱而去除环境光的影响之后的光谱作为紫色LED设为导通时的1次荧光光谱，求出5次的平均光谱。对蓝色LED也进行同样的处理，求出平均光谱。将如此求出的光谱示于图9及图10。

图9为表示测定附着有牙垢的牙齿时的荧光光谱的例子的图表，图10为表示测定洁净的牙齿时的荧光光谱的例子的图表。图表的横轴表示波长λ(nm)，纵轴表示荧光强度I及荧光强度比r。荧光强度I是利用来自装在分光器中的16bitA/D转换器的数字数据(计算值)绘制的。图9及图10中的实线表示照射405nm波长的光时的光谱，虚线表示照射465nm波长的光时的光谱。单点划线表示两者的荧光强度比r，即，照射405nm波长的光时的荧光强度I除以照射465nm波长的光时的荧光强度I而得的值。

图9及图10的光谱与原理说明中所使用的图1及图2的光谱在1个图表内所记载的数据的组合上不一样。图9相当于绘制了图1的光谱S1'和图2的光谱S2'，图10相当于绘制了图1的光谱S1和图2的光谱S2。

在图9所示的附着有牙垢的牙齿的荧光强度比r中，在639nm附近和667nm附近清楚地观察到了来源于牙垢的荧光的波峰P1、P2。

另一方面，在图10所示的洁净的牙齿的荧光强度比r中，观察到了牙齿的自体荧光，但未观察到来源于牙垢的荧光的波峰P1、P2。

图11为表示根据图9及图10的光谱将来源于牙垢的荧光物质量Δp定量化而得的结果的表。图11中记载有照射第1波长的光时的洁净的牙齿的荧光强度t1、照射第1波长的光时的附着有牙垢的牙齿的荧光强度p1'、照射第2波长的光时的洁净的牙齿的荧光强度t2、以及照射第2波长的光时的附着有牙垢的牙齿的荧光强度t2'。

通过t2'×t1/t2算出牙齿的自体荧光强度t1'的代用值，从照射第1波长的光时的附着有牙垢的牙齿的荧光强度p1'减去牙齿的自体荧光强度t1'的代用值而求出来源于牙垢的荧光物质量Δp，结果，计算数为1146。

在本次实验中，是以照射第1波长的光和第2波长的光时的波长638nm下的牙齿的自体荧光的强度(相当于图1的t1、图2的t2)大致一致的方式选择LED电流。但是，如图11的激发光强度比t1/t2的值1.055所示，得知紫色光设定得要强5.5％左右。该强度的差也能在测定后通过使用数式(3)来加以修正。

根据以上结果可知，通过利用波长不同的2种光来激发牙齿并在1波长下测量荧光，能够从自体荧光中分离并测量来源于牙垢的荧光，从而获得能够高精度地检测牙垢的荧光测定装置。如此，求来源于牙垢的荧光物质量Δp，若计算数接近零，则可知是洁净状态的牙齿。因此，若是搭载有该荧光测定装置的牙刷，则能够一边利用数值来确认刷得干不干净、一边刷拭牙齿。

[第3实施方式]

在上述光测定方法中，是将405nm和465nm这2种波长的激发光照射至牙齿，在照射465nm的激发光时检测到的检查光中不含来自牙垢的荧光物质量的假定下，根据2种检查光下的荧光物质量的差来求牙垢量。然而，牙垢中所含的荧光物质的荧光吸收波峰位于400nm附近，相对于±5nm左右的波长差而言荧光吸收会有意义地减少，而与牙垢中所含的荧光物质相比，牙齿的荧光吸收波峰非常宽阔，在±5nm左右的范围内可视为大致固定。因此，作为激发光，并不限于405nm和465nm的激发光，例如，使用相差5nm左右的相近的2种波长的激发光也能测定由牙垢引起的荧光物质量的差。因此，下面对使用波长相近的2种激发光的情况下的光测定方法进行说明。

若将相近的2种波长λ1、λ2(例如，λ1＝400nm、λ2＝405nm)的激发光照射至附着有牙垢的牙齿时所产生的635nm附近的荧光物质量分别设为y1、y2，则这些荧光物质量以下述数式(4)及(5)表示。

y1＝yt+p×η1···(4)

y2＝yt+p×η2···(5)

此处，yt为牙齿所产生的荧光物质量，p为牙垢量。η1及η2分别为表示牙垢中所含的荧光物质相对于波长λ1及λ2的激发光的荧光效率的常数。

通过2种波长下的测定，获得荧光物质量y1、y2，由于η1、η2为常数，因此，若像下述数式(6)那样定义它们的差分Δη，则能够通过下述数式(7)及(8)来求牙垢量p、牙齿所产生的荧光物质量yt。

Δη＝η1－η2···(6)

p＝(p1－p2)/Δη···(7)

yt＝(y2×η1－y1×η2)/Δη···(8)

在实际的测定中，会在激发侧和检测侧的各自的光学系统中产生光的损耗，但这种损耗的波长依存性能够事先加以修正，由于激发光的波长λ1、λ2相近，因此认为这种损耗的由波长引起的差也足够小。

再者，Δη为常数，其倒数1/Δη相当于牙垢的检测灵敏度。检测灵敏度的值能以实验方式求出而设定为最佳值，或者也可在荧光测定装置上设置灵敏度调整拨盘，使得使用者能够调整检测灵敏度的值(1/Δη)。

使用相近的2种波长的激发光的情况下的荧光测定装置的整体构成与已说明过的荧光测定装置1或荧光测定装置400相同。但控制部300的电路构成不同于荧光测定装置1、400，因此，下面对使用相近的2种波长的激发光的情况下的控制部300的检测电路的构成例进行说明。

图12为表示使用锁定放大器的检测电路310的构成例的图。第1光源2使用波长400nm的LED，第2光源3使用波长405nm的LED。根据来自振荡电路100A的定时信号101，通过光源驱动电路82、83来交替驱动各LED。第1光源2与定时信号101同相点亮，第2光源3是经由反相器102而连接的，从而是与定时信号101反相点亮。

由牙齿产生的荧光被光检测器24检测到，并在电流电压转换电路85A中被转换为电压信号。其后，在包含相位检波器104的锁定放大器103中进行相位检波，结果，输出由波长400nm的激发光产生的荧光与由波长405nm的激发光产生的荧光的差分量作为同相相位检波输出105。同相相位检波输出105通过A/D转换器106被转换为同相检波数字输出107。在控制电路90中对该数字信号进行运算，根据荧光强度而算出数式(7)的牙垢量p。

图13为表示检测电路310的动作时序的时间图。图13中，以TIM表示定时信号101，分别以LED1、LED2表示第1光源2及第2光源3。此外，以PD表示光检测器24中获得的光电流经电流电压转换电路85A被转换为电压后的光信号，以IOUT表示同相相位检波输出105。

光信号PD的信号强度在LED1点亮的期间内与牙垢的荧光效率成比例地升高，但在LED2点亮的期间内相对降低。通过对光信号PD进行相位检波，获得作为荧光的差分量的同相相位检波输出105(IOUT)。IOUT的上升特性由相位检波器104内所设置的低通滤波器的特性决定。

图14为表示使用双相锁定放大器的检测电路320的构成例的图。图12所示的检测电路310仅测量牙垢量p，而图14的检测电路320使用以2个相位进行动作的锁定放大器103A来同时检测牙垢量p和牙齿的荧光物质量yt。检测电路320与检测电路310的不同点在于在锁定放大器103A中追加了90°移相器108、相位检波器109及A/D转换器111。

在检测电路320中，使用定时信号101和利用90°移相器108使定时信号101延迟而得的信号来进行相位检波。来自相位检波器104的同相相位检波输出105通过A/D转换器106被转换为同相检波数字输出107，来自相位检波器109的90°相位检波输出110通过A/D转换器111被转换为90°相位检波数字输出112。在控制电路90中对这些数字信号进行运算，根据荧光强度，基于数式(7)及(8)来算出牙垢量p和牙齿的荧光物质量yt。

图15为表示检测电路320的动作时序的时间图。与图13一样，分别以TIM、LED1、LED2、PD及IOUT表示定时信号101、第1光源2、第2光源3、电流电压转换电路85A的输出信号(光信号)以及同相相位检波输出105。此外，以QOUT表示90°相位检波输出110。

在检测电路320中，LED2以相对于LED1的点亮时序而言相位延迟90°的方式点亮。光信号PD如图中的箭头所示，在相位0°时检测到由LED1的激发光引起的荧光，在相位90°时重叠检测到由LED2的激发光引起的荧光。通过在0°和90°对光信号PD进行相位检波，直接获得由LED1的激发光得出的荧光物质量y1作为同相相位检波输出105(IOUT)，并直接获得荧光物质量y2作为90°相位检波输出110(QOUT)。因而，能够使用数式(7)及(8)来同时检测牙垢量p和牙齿的荧光物质量yt。因此，在检测电路320的情况下，通过利用牙齿的荧光物质量yt将牙垢量p标准化，能够修正牙齿与检测部200的距离。

此外，在检测电路320中，通过使用不会引起第1光源2和第2光源3(LED1和LED2)的同时点亮和同时熄灭的驱动波形，将光信号PD的信号强度的变化抑制得较小，从而能够提高荧光物质量的检测的动态范围。因此，接着对该情况下的检测电路320的动作时序进行说明。

图16为表示检测电路320的另一动作时序的时间图。图中的记号TIM、LED1、LED2及PD与图15相同。在图16所示的例子中，以具有定时信号101(TIM)的2倍频率的定时信号TIM2使LED1及LED2交替点亮。作为相位检波用的相位信号，使用TIM及TIM2。此外，在TIM为L的区间内，LED1及LED2的驱动电流被调制为α倍(图示的例子中约为0.5倍)。

若将同相相位检波输出105和90°相位检波输出110分别设为y1'、y2'，则像下述数式(9)及(10)所示那样以y1及y2的和信号和差信号的形式获得y1'、y2'。

y1'＝(y1－y2)×(1+α)···(9)

y2'＝(y1+y2)×(1－α)···(10)

因而，通过使用数式(9)及(10)的运算，能够容易地求出y1、y2。在来源于牙垢的荧光物质量小于牙齿所产生的荧光物质量的情况下，通过使α接近1来增强牙垢的检测灵敏度、减弱牙齿的检测灵敏度。结果，能够提高动态范围。

优选第1光源2所发出的第1波长以及第2光源3所发出的第2波长例如处于350nm至430nm的范围内，且两者的差为5nm以上。但是，出于牙垢中所含的荧光物质的荧光吸收波峰和牙齿的荧光吸收波峰的特征，认为第1波长与第2波长的差只要为1nm以上，即可实现与上述相同的测定。因此，也可为第1波长及第2波长处于350nm至430nm的范围内，且两者的差为1nm以上。若像这样使用相近的波长作为第1波长及第2波长，则与使用405nm和465nm等隔得较远的2种波长的情况相比，能以更高精度消除光学系统、牙齿或牙垢的荧光的波长依存性，因此测定精度提高。

[第4实施方式]

上述光测定方法都是将2种波长的激发光照射至牙齿，但激发光的波长并不限于2种波长，也可为3种波长以上。因此，下面对将3种波长的激发光照射至牙齿来测定牙垢量的情况的例子进行说明。

在使用3种波长的激发光的情况下，对应于上述数式(4)及(5)，获得下述数式(11)～(13)。

y1＝yt+p×η1···(11)

y2＝yt+p×η2···(12)

y3＝yt+p×η3···(13)

此处，y1、y2及y3分别为将波长λ1、λ2及λ3的激发光照射至附着有牙垢的牙齿时所产生的635nm附近的荧光物质量。此外，yt为牙齿所产生的荧光物质量，p为牙垢量，η1、η2及η3分别为牙垢相对于波长λ1、λ2及λ3的激发光的荧光效率(常数)。在该情况下，能够对根据数式(11)～(13)中3种方式的2个式子的组合而获得的值进行平均而求出牙垢量p。

或者，也可多次测定荧光物质量y1、y2及y3，根据这些测定数据组，像以下说明的那样使用最小平方法来算出牙垢量p的推定值。

若测定n次荧光物质量，则以y1、y2及y3这3个值为1组而获得n组数据。例如，若将第i次的测定数据y1记作y1i等，则所获得的所有数据以下述数式(14)表示。

y11＝yt+p×η1

y21＝yt+p×η2

y31＝yt+p×η3

······(14)

y1n＝yt+p×η1

y2n＝yt+p×η2

y3n＝yt+p×η3

若对数式(14)进行向量表述，则像下述数式(15)那样表示。

Y＝yt+pX···(15)

此处，Y是具有3n个分量(y11、y21、y31、···)的向量，X也是具有3n个分量(η1、η2、η3、···)的向量。可以将数式(15)用作观测方程，通过最小平方法来计算牙垢量p。

使用3种波长的激发光的情况下的荧光测定装置的整体构成与已说明过的荧光测定装置1或荧光测定装置400相同。但控制部300的电路构成不同于荧光测定装置1、400，因此，下面对使用相近的3种波长的激发光的情况下的控制部300的检测电路的构成例进行说明。

图17为表示使用3种波长的激发光的情况下的检测电路330的构成例的图。此外，图18为表示检测电路330的动作时序的时间图。检测电路330是进一步拓展图14的检测电路320、将锁定放大器的相位扩展至3相而得。

在检测电路330中，设置有分别发出波长λ1、λ2及λ3的激发光的3个光源2、2A、2B和驱动它们的3个光源驱动电路82、82A、82B。此外，检测电路330对应于3种波长λ1、λ2及λ3而配备有3个相位检波器104、104A、104B和60°移相器108A、108B。在检测电路330中，振荡电路100A的定时信号101被用作同相信号，通过60°移相器108A、108B来制作60°、120°的相位信号。平常的相位检波中是使用正交的相位信号，但为了简化电路，此处对使用不正交的相位信号的例子进行说明。

来自相位检波器104、104A、104B的输出信号分别通过A/D转换器106、106A、106B被转换为数字检波信号107、107A、107B。检波信号107、107A、107B中，由3种波长λ1、λ2及λ3的各激发光所引起的荧光以混杂的方式检出，因此，通过控制电路90中的运算，像以下说明的那样将对应于各波长的荧光物质量分离。

若将3相下的相位检波输出(检波信号107、107A、107B)分别设为y1'、y2'、y3'，则由3种波长λ1、λ2及λ3的激发光得出的荧光物质量y1、y2、y3像下述数式(16)～(18)那样被混合。

y1'＝(3y1+y2－y3)/3···(16)

y2'＝(y1+3y2+y3)/3···(17)

y3'＝(-y1+y2+3y3)/3···(18)

该联立方程能够像下述数式(19)～(21)那样解y1、y2、y3。

y1＝(2y1'－y2'+y3')×3/4···(19)

y2＝(-y1'+2y2'－y3')×3/4···(20)

y3＝(y1'－y2'+2y3')×3/4···(21)

因而，控制电路90按照数式(19)～(21)来求分别对应于波长λ1、λ2及λ3的荧光物质量y1、y2及y3。

再者，在上述计算中，是假定由牙齿产生的荧光物质量yt固定，但考虑到由激发光的波长所引起的荧光效率的差异，也能以如下方式求牙垢量。

若将牙齿的产生荧光的荧光体的量设为q、将每一波长的荧光效率设为ηt1、ηt2、ηt3，则荧光物质量y1、y2、y3以下述数式(22)～(24)表示。

y1＝q×ηt1+p×η1···(22)

y2＝q×ηt2+p×η2···(23)

y3＝q×ηt3+p×η3···(24)

若依照上述最小平方法的计算方法将Z设为具有3n个分量(ηt1、ηt2、ηt3、···)的向量而像下述数式(25)那样决定观测方程，则与上述一样，能够根据n组数据来同时求荧光体量q和牙垢量p。

Y＝qZ+pX···(25)

在使用3种波长的激发光的光测定方法中，不易受到环境光等噪声的影响。其原因在于，反映出由波长引起的荧光效率的变化，从而能够仅检测荧光物质量表现出所期望的变化这样的分量。波长(荧光效率)及其顺序越复杂，由噪声引起的偶然的信号强度变化表现出所期望的变化的概率越低。因而，越是增加波长的数量，对噪声的抵抗力越强，从而能够期待S/N比的提高、高灵敏度化。

再者，虽未图示，但在使用3种波长的激发光的情况下也一样，通过像图16所示的动作时序那样使用不会引起多个光源的同时点亮和同时熄灭的驱动波形，同样也能提高荧光物质量的检测的动态范围。

[第5实施方式]

在刷牙动作中，在通过声音、振动向使用者实时反馈牙垢量的情况下，认为通过在刷毛的顶端接触到牙齿时反馈所接触的部位的牙垢量，将使得使用感提升。为此，上述荧光测定装置1或荧光测定装置400的出射光用光波导6和受光用光波导22共用同一光波导而统一出射部和受光部的方法较为适合。因此，下面对设置同一光波导作为出射光用光波导6和受光用光波导22的荧光测定装置进行说明。

图19为另一荧光测定装置500的构成图。对于与上述荧光测定装置1或荧光测定装置400共通的构成要素，使用与这些荧光测定装置的构成要素相同的符号，并省略重复的说明。荧光测定装置500是以1个共用光波导6A兼作出射光用光波导和受光用光波导。

在荧光测定装置500中，来自第1光源2或第2光源3的激发光经过混色部4、出射光用滤光片5及出射光用光波导6而入射至反射镜M。反射镜M由分色镜或半透半反镜等构成，具有反射激发光波段的光、透过荧光波段的光的特性。因而，来自第1光源2或第2光源3的激发光在反射镜M上反射，通过共用光波导6A从出射光用聚光部7作为第1照射光8或第2照射光9照射至具有牙垢附着部11的牙齿10。来自牙齿10的检查光20(荧光)入射至出射光用聚光部，再次通过共用光波导6A而到达至反射镜M，由于反射镜M会透过荧光波段的光，因此检查光20透过反射镜M，经过受光用光波导22及受光用滤光片23而到达至光检测器24。

再者，在荧光测定装置500中，出射光用滤光片5和受光用滤光片23可以省略。

在荧光测定装置500中，例如可以将牙刷的1根刷毛用作共用光波导6A。在该情况下，出射光不会被受光用以外的刷毛遮挡，因此能够实现稳定的牙垢检测。因而，能够可靠地进行尤其是容易附着牙垢的齿间、牙周袋等间隙部分的检测，所以在实用上较为有益。

[第6实施方式]

上述光测定方法都是对作为来自牙齿的检查光的荧光进行检测，但是，通过检测照射至牙齿的激发光的反射光的强度变化，也能测量牙垢量。因此，下面对使用激发光的反射光作为检查光的情况下的光测定方法进行说明。

图20为表示对附着有牙垢的牙齿以及洁净的牙齿照射405nm的激发光时所获得的反射光及荧光的光谱的图表。此外，图21为表示对附着有牙垢的牙齿以及洁净的牙齿照射400nm的激发光时所获得的反射光及荧光的光谱的图表。各图表的横轴表示波长λ(nm)，纵轴表示荧光或反射光的强度I。与图1及图2一样，各图表的细线表示从洁净的牙齿获得的光谱S1，粗线表示从附着有牙垢的牙齿获得的光谱S1'。

首先，着眼于图中以P1表示的635nm的荧光来观察光谱S1'，相较于以波长405nm激发附着有牙垢的牙齿的情况下的来源于牙垢的荧光物质量Δp而言，以波长400nm激发相同牙齿的情况下的来源于牙垢的荧光物质量Δp”因牙垢中所含的荧光物质的荧光效率较高所以要大一些。即，在以波长405nm激发的情况下，波长635nm的荧光强度对应于牙齿的荧光物质量t1'与牙垢的荧光物质量Δp的和，在以波长400nm激发的情况下，波长635nm的荧光强度对应于牙齿的荧光物质量t1'与牙垢的荧光物质量Δp”(＞Δp)的和。

接着，着眼于反射光来观察光谱，以波长405nm激发附着有牙垢的牙齿的情况下的反射光的强度E1'因以下2个原因而相较于以波长405nm激发洁净的牙齿的情况下的反射光的强度E1而言有了减少。第1个原因是，牙垢本身具有使光散射的性质，所以存在由牙垢中的散射所引起的减少量ΔR1。第2个原因是，存在由牙垢中所含的荧光物质的荧光吸收所引起的减少量ΔR2。被牙齿中所含的荧光物质吸收的光能的一部分作为波长635nm附近的荧光被释放出来，因此减少量ΔR2与荧光物质量Δp成比例。

波长405nm下的反射光的强度对应于由牙垢中的散射所引起的减少量与由牙垢中的荧光吸收所引起的减少量的和。就该和而言，由于像图21中记号ΔR3所示那样牙垢的荧光吸收增加，所以以波长400nm激发的情况下的ΔR”比以波长405nm激发的情况下的ΔR要大。因而，根据将互不相同的波长的激发光照射至牙齿时的反射光之比或差分，能够推定牙垢量。

关于使用反射光作为检查光的情况下的具体计算方法，若着眼于反射光强度的减少表示牙垢量的增加这一情况，则只是增减方向相反，因此，与使用荧光作为检查光的情况下的计算方法基本相同。

此外，使用反射光作为检查光的情况下的光测定装置(反射光测定装置)的整体构成与已说明过的荧光测定装置1、400或500相同。但由于无须截除对应于荧光区域的频域，因此反射光测定装置不需要出射光用滤光片5。此外，在反射光测定装置中，作为受光用滤光片23，优选使用截除430nm以上波长的滤光片。

Claims (11)

1.一种光测定装置，其特征在于，具有：

多个光源，它们分别对试样照射互不相同的多种波长的光；

检测部，其检测将所述多种波长的光照射至试样时所产生的各检查光的强度；以及

控制部，其根据对应于所述多种波长的光而由所述检测部分别检测到的所述检查光的强度来运算测定对象的荧光物质量。

2.根据权利要求1所述的光测定装置，其特征在于，

所述多个光源由出射第1波长的光的第1光源以及出射第2波长的光的第2光源构成，所述第2波长处于所述第1光源所出射的光的波长的长波长侧，

所述检测部检测对试样照射所述第1波长的光时所产生的第1荧光强度以及对试样照射所述第2波长的光时所产生的第2荧光强度，

所述控制部使用所述第1荧光强度与所述第2荧光强度的差或比来运算所述荧光物质量。

3.根据权利要求2所述的光测定装置，其特征在于，对试样交替照射所述第1波长的光和所述第2波长的光。

4.根据权利要求2或3所述的光测定装置，其特征在于，

所述第1波长的光为350nm至430nm范围的波长，

所述第2波长的光为435nm至500nm范围的波长。

5.根据权利要求2或3所述的荧光测定装置，其特征在于，

所述第1波长及所述第2波长的光为350nm至430nm范围的波长，

所述第1波长的光与所述第2波长的光的差为5nm以上。

6.根据权利要求2～5中任一项所述的光测定装置，其特征在于，还具有混色部，所述混色部用以将从所述第1光源及所述第2光源出射的光的照射面内的强度分布均匀化。

7.根据权利要求2～6中任一项所述的光测定装置，其特征在于，所述检测部具有受光用滤光片，所述受光用滤光片将除试样中所含的测定对象的荧光物质所发出的荧光的波长的范围以外的波段截除。

8.根据权利要求2～7中任一项所述的光测定装置，其特征在于，还具有出射光用滤光片，所述出射光用滤光片将除所述第1光源及所述第2光源的光的波长以外的波段截除。

9.根据权利要求2～8中任一项所述的光测定装置，其特征在于，

所述多个光源具有对照射至试样的所述第1波长的光以及所述第2波长的光进行波导的出射光用光波导，

所述检测部具有对检测到的所述检查光进行波导的受光用光波导，

所述出射光用光波导和所述受光用光波导由同一光波导构成。

10.根据权利要求1所述的光测定装置，其特征在于，

所述多个光源由出射第1波长的光的第1光源以及出射第2波长的光的第2光源构成，所述第2波长处于所述第1光源所出射的光的波长的长波长侧，

所述检测部检测对试样照射所述第1波长的光时的第1反射光强度以及对试样照射所述第2波长的光时的第2反射光强度，

所述控制部使用所述第1反射光强度与所述第2反射光强度的差或比来运算所述荧光物质量。

11.一种牙刷，其特征在于，具备根据权利要求1～10中任一项所述的光测定装置。